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Die Erfindung betrifft ein Gerät zur Strahlenbehandlung unter
Beeinflussung der Form des Strahlungsfeldes und unter dynamischer Steuerung
der räumlichen Intensitätsverteilung des Strahlungsfeldes in einem
Strahlentherapiegerät und in der selektiven Anwendung solcher Strahlung
bei lebenden biologischen Materien einschließlich menschlicher Patienten
in der Therapie zur Krebsbehandlung.
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Die konventionelle Behandlung eines Tumors in einem Patienten durch
Röntgenstrahlen erfolgt durch Planung der Strahlungswinkel und der Dosis
unter Berücksichtigung von Sicherheitsfaktoren im Hinblick auf die Organe
des Patienten, die sich im Strahlengang des Röntgenstrahls befinden
würden. Der Behandlungsplan geht davon aus, daß das Behandlungsgerät
bestimmte Fähigkeiten besitzt. Folglich geht die derzeitige
Behandlungspraxis davon aus, daß das Gerät einen Strahl bestimmter rechteckiger Form
und Intensität erzeugen kann, um einen zentralen räumlichen Fixpunkt
unter irgendeinem festen Winkel zu schneiden. Daher ermöglichen es die
Positionierung des Patienten und die Verwendung von vielfachen Positionen
und vielfachen Strahlrichtungen, im Integral hohe Dosen in ausgewählten
Bereichen zu erhalten, während die Streustrahlung auf andere Organe
niedrig gehalten wird. Hierfür wurde die Steuerung des Ausgangswertes des
Röntgenstrahl-Querschnitts durch die Verwendung von Backenmitteln
erreicht, und eine Steuerung der Intensität des Strahls war durch die
Verwendung von Absorptionsplatten oder durch eine Steuerung der
Beschleunigerenergie möglich, wodurch eine einheitliche Intensität über den
Querschnitt des Röntgenstrahls erreicht wurde. Dann erhält man
Feldgrenzen unregelmäßiger Form durch Befestigung von Schattenblöcken auf
einem Schattenträger, und unregelmäßige Intensität über den Querschnitt
wird durch die Verwendung von Keilfiltern oder Kompensationsfiltern (was
Metall-Formstücke sind) erzielt, was alles zwischen den Backen und dem
Patienten angeordnet wird. Diese Einrichtungen müssen natürlich für jeden
Winkel geändert werden.
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Die Erfindung eröffnet eine völlig neue Behandlungsmethode ohne
Schattenblöcke, Keilfilter und Kompensationsfilter der bekannten Art und
reduziert die Strahlenbelastung der Radiologen bei der Behandlung des
Patienten, während die neue Methode zur gleichen Zeit eine erheblich
verbesserte Präzision der zwei-dimensionalen Formgebung der
Intensitätsverteilung der resultierenden Dosis in dem Patienten ermöglicht. Ferner
ermöglicht die Erfindung aufgrund der dynamisch durchführbaren Formierung
des Strahls und Steuerung der Intensitätsverteilung die Verwendung
effektiver Behandlungsprogramme, die beim Stand der Technik unpraktisch
gewesen wären.
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Bei der konventionellen Therapie werden rechteckige Feldformen durch vier
motorgetriebene Backen im Strahlungskopf erzeugt. Unregelmäßige
Feldformen für individuelle Ausgänge werden dann durch die Anoranung von
Schattenblöcken auf einem Schattenträger zwischen den Backen und dem Patienten
erzeugt. Die Schattenblöcke schirmen gefährdete Organe ab, die von dem
Tumor nicht befallen sind. Der Röntgenstrahl kann in der vorgeschriebenen
Behandlungsstärke aus einer einzigen Richtung auf das Ziel gerichtet
werden (Einzel-Feld-Therapie), aus zwei oder mehr Richtungen (Mehrfach-
Feld-Therapie), oder der Strahl wird in Bogenform geführt (Bogen- oder
Rotations-Therapie), was alles bspw. durch Rotation einer isozentrischen
Apparatur erfolgen kann. Ein zylindrisch geformter Bereich hoher Dosis
wird durch ein rechteckiges Feld bei der Mehrfach-Feld-, Bogen- oder
Rotations-Therapie erzeugt.
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Bei der Mehrfach-Feld-Therapie werden die Schattenblöcke für jeden
Strahlungswinkel ausgewechselt. Wenn der Strahlungswinkel nicht vertikal
verläuft, müssen die Schattenblöcke an dem Schattenträger gesichert
werden, um ihr Herabfallen zu verhindern. Die individuelle Handhabung
dieser Blöcke oder auf Schattenträgern ist zeitaufwendig. Die
Schattenblöcke werden üblicherweise durch Gießen eines Schwermetalls in eine Form
hergestellt, was ebenfalls zeitaufwendig ist. Die Schattenblöcke können
schwer sein, schwierig zu handhaben und schließlich gefährlich, wenn sie
auf den Patienten oder auf das Strahlenbehandlungs-Personal fallen. Bei
einer Bogen- oder Rotations-Therapie ist es nicht praktikabel, die
Schattenblöcke kontinuierlich oder in kleinen Schritten des Strahlwinkels
auszuwechseln. Ferner kann das erfordern, daß der Röntgenassistent für
jedes Behandlungsfeld zurück in den Abschirmraum geht, was ein
zeitaufwendiges Verfahren darstellt.
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Die üblichen Feldformen bei der Behandlung führen zu einem
dreidimensionalen Behandlungsvolumen, das Segmente gesunden Gewebes mit einschließt,
wodurch die auf den Tumor zu richtende Dosis begrenzt wird. Die
Streustrahlungsdosis, der ein Organteil mit normalem Gewebe ohne ernsthafte
Schäden ausgesetzt werden kann, kann dadurch erhöht werden, daß die Größe
des der Streustrahlungsdosis ausgesetzten Organteils verkleinert werden
kann. Eine Vermeidung ernsthafter Schäden bei den Organen, die den Tumor
umlagern, bestimmt die dem Tumor zuzuführende Maximaldosis. Die
Heilungswerte für viele Tumore sind eine steile Funktion der dem Tumor
zugeführten Dosis. Berichten zu Folge sind Techniken in der Entwicklung,
um das Behandlungsvolumen mehr an die Form des Tumorvolumens anzupassen,
dabei das Produkt aus Volumen und Dosis, mit welchem normales Gewebe
ausgesetzt ist, zu minimieren, mit den zu erwartenden Auswirkungen auf
die Gesundheit des Patienten. Diese andere Technik könnte möglicherweise
höhere Dosen bei Tumoren erlauben oder könnte zu einer geringeren
Beschädigung des normalen Gewebes führen. Diese Techniken beinhalten, daß die
Röntgen-Backen während der Behandlung bewegt und der Röntgenstrahl
abgetastet werden, oder daß Mehrblattkollimatoren verwendet werden. Im
Allgemeinen konnte eine Mehrblatt-Ausrüstung gemäß dem Stand der Technik
keine internen Bereiche des Strahlungsfeldes ausformen, z. B. Inseln oder
längsgerichtete Halbinseln.
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In einer Technik, die dynamische Therapie genannt wird, wird ein Satz
Backen angeordnet, um einen engen (bspw. 4 cm) fächerförmigen
Röntgenstrahl zu erzeugen, und die Spreizung des Fächerstrahls kann durch einen
zweiten Satz Backen variiert werden, um den Grenzen des vorgeschriebenen
Behandlungsvolumens zu entsprechen, wenn der Strahl um den Patienten
herumgeschwenkt oder winkelschrittweise herumgeführt wird und wenn der
Patient und die Tischoberfläche, auf der er liegt, durch den Fächerstrahl
hindurchbewegt werden. Ein Computer steuert die Bewegungen der
Tischoberfläche in x-, y- und z-Richtung, den Gerätewinkel, die oberen Backen
während des Beginns und des Endes der Abtastung, die unteren Backen
während des gesamten Abtastens, und die Dosisleistung. Die Komplexität
ist derart, daß große Sorgfalt bei der Vorbereitung solcher Behandlungen
aufgewendet werden muß, was eine beträchtliche Zeit erfordert.
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Ferner wurde eine Technik vorgeschlagen, bei welcher eine engkollimierte
Röntgenstrahlungskeule über ein Behandlungsfeld streicht, was die
Erzeugung von unregelmäßigen Feldformen bei ausgewählten Strahlwinkeln
ermöglicht. Da sich nur ein kleiner Teil der Röntgen-Ausgangsleistung
innerhalb der engen Strahlungskeule befindet, ist die effektive
Dosisleistung gering und die Zeit zum Erzeugen eines Ausgangsfeldes ist lang und
Mehrfach-Feld-Behandlungszeiten sind übermäßig lang. Ferner ist die
Abtastung individueller Felder in den Betriebsarten der Bogen- und
Rotations-Therapie nicht ohne weiteres anwendbar.
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Es wurden Geräte entwickelt, in welchen jedes der unteren Backenpaare in
eine Anzahl (bspw. 5-32) von engen Stäben aufgeteilt ist, die Blätter
genannt werden. Jedes Blatt kann ungefähr 8 cm dick sein (in Richtung des
Strahls), um eine angemessene Dämpfung des Röntgenstrahls zu erzeugen
(herunter bis etwa 1%), ungefähr 0,5 bis 1,5 cm breit und etwa 14 cm
physisch lang (nicht SAD). Jedes Blatt kann unabhängig durch einen
Motorantrieb bewegt werden. Das ermöglicht die Erzeugung unregelmäßig
geformter Felder mit abgestuften Grenzen, wodurch Schattenblöcke für viele
Behandlungssituationen bei der Portal-Therapie vermieden werden. Die Form
kann geändert werden, wenn die Strahlrichtung geschwenkt wird, wie in der
Bogen- oder Rotationstherapie. Der Nachteil dieser Technik des Ersetzens
der unteren Backen durch eine Vielzahl von Blättern besteht darin, daß
jedes Blatt ziemlich groß und schwer ist, was wiederum ein
Motorantriebssystem erfordert, das beachtlichen Platz benötigt. Da in dem
Strahlungskopf für all diese Komponenten nur begrenzter Raum zur Verfügung steht,
müssen entweder Opfer bei der Systemleistung in Kauf genommen werden (so
z. B. weniger Blätter, begrenzte Feldgröße) oder die Herstellungskosten
steigen.
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In einer anderen Technik werden die konventionellen oberen und unteren
Backenpaare beibehalten und ein Blattsatz wird zwischen die Backen und
dem Patienten angeordnet. Jedes Blatt bewegt sich in einer Ebene,
angetrieben durch einen rotierenden Nocken und angestoßen durch eine Form,
die der gewünschten unregelmäßigen Feldform entspricht. In einem früheren
Konzept war jedes Blatt dick genug, um den Röntgenstrahl auf das
geforderte Niveau herabzudämpfen (bis etwa 5% der ungedämpften
Strahlungsintensität), wobei die Enden und Seiten des Blattes ein rechteckiges
Parallelogramm bilden, so daß sie nicht auf die Röntgenquelle gerichtet
waren. In einem neueren Konzept bilden eine Vielzahl von Stangen kleinen
Durchmessers ein Bündel, das ausreichend dick ist, um die geforderte
Dämpfung des Röntgenstrahls zu gewährleisten. Jede Stange kann relativ
zur benachbarten Stange gleiten. Eine Form, die den Grenzen der
gewünschten Feldform entspricht, wird dazu benützt, die Anordnung der Stangen
derart zu verschieben, daß die Enden der Stangen eine dem Röntgenstrahl
ähnliche Grenzlinie bilden. Da die Stangen einen kleinen Durchmesser
haben, kann die Grenzlinie des Strahlungsfeldes relativ sanft (in sehr
kleinen Schritten) und in Richtung auf die Röntgenquelle angeschrägt
(fokussiert) verlaufen. Allerdings erfordert eine Veränderung der
Feldform als Funktion des Strahlwinkels ohne Eintritt in den Behandlungsraum
ein ziemlich komplexes Antriebssystem, da die große Anzahl von Stangen
erfordert, daß sie gemeinsam anstelle individuell angetrieben werden.
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Keilfilter sind Metallstücke, welche in eine Richtung angeschrägt sind,
aber in orthogonaler Richtung eine konstante Dicke aufweisen. Sie werden
dazu verwendet, eine gleichmäßigere Leistungsverteilung innerhalb eines
Behandlungsvolumens zu erzeugen, wenn es von zwei Richtungen abgestrahlt
wird, die weniger als 180' auseinanderliegen. Und sie werden bei jedem
Apparaturwinkel als eine Roh-Kompensation für die Tiefenveränderung von
der Oberfläche des Patienten zu der Ebene in der Behandlungstiefe
verwendet. In beiden Fällen wird nur eine ungefähre Korrektur der
Dosisverteilung in dem Behandlungsvolumen erreicht. Üblicherweise werden
Standard-Keile mit Keilwinkeln von 15', 30', 45' und 60' verwendet.
Zwischenwinkel werden durch zwei Bestrahlungen pro Feld erreicht, eine mit
Keilfilter, eine ohne. Da das manuelle Einfügen und Herausnehmen der
Keile arbeitsaufwendig ist, wurden automatisch zurückziehbare Keilfilter
mit einem festen Winkel (üblicherweise 60') entwickelt. Im wesentlichen
erfordern dann alle gekeilten Felder zwei Bestrahlungen, eine mit dem
Keilfilter, eine ohne. Das ist ein zeitaufwendiges Verfahren,
insbesondere bei der Rotations-Therapie, da eine zusätzliche Apparaturdrehung
erforderlich ist.
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Kompensatoren, oft auch Kompensationsfilter genannt, bestehen aus
geformten oder zusammengesetzten Metallstücken, die derart geformt sind, daß
sie zu der unvergrößerten anatomischen Form des Patienten passen, um den
Röntgenstrahl in dem Ausmaß zu dämpfen, daß bei gleichmäßigem Verhältnis
der Dicke des Patienten zur Tiefe der Behandlungsebene nötig gewesen
wäre. Jedoch wurde ihre Verwendung wegen des Erfordernisses einer auf den
Patienten zugeschnittenen Formgebung und wegen des manuellen Einfügens
für jedes Feld mehr und mehr eingeschränkt.
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Computer-Tomographie-Bilder zur Planung einer Behandlung werden
üblicherweise in aufeinanderfolgenden Ebenen gewonnen, welche senkrecht zur Achse
des Patienten liegen. Nach der Übergabe dieser Bilder können interne
Strukturen, das Target-Volumen und die Patientenoberfläche direkt auf dem
Bildschirm des Behandlungs-Planungs-Computer angezeigt werden. Bei
konventioneller Strahlenbehandlung ist jedoch eine Korrektur der
Divergenz des Röntgenstrahls in Richtung durch die aufeinanderfolgenden
Computer-Tomographie-Ebenen erforderlich. Das ist eine schwierige
Berechnungsaufgabe (in Blickrichtung des Strahls) für den Behandlungsplaner und
eine schwierig zu bewältigende Aufgabe geistiger Vorstellung für den
radiologischen Therapeuten.
Aufgabe der Erfindung
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Eine Aufgabe der Erfindung besteht darin, eine verbesserte
Strahlenbehandlung mit größerer Auflösung und Behandlungsgenauigkeit anzugeben, und
zwar durch präzisere Steuerung der Strahlungsintensitätsverteilung über
den Querschnitt des Fächerstrahls.
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Eine weitere Aufgabe besteht darin, dynamische Realzeit-Änderungen der
querschnittlichen Intensitätsverteilung des Fächerstrahls und damit eine
effektivere Behandlung des Patienten zu ermöglichen.
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Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein neues System oder
ein Zubehör für konventionelle medizinische Elektronenbeschleuniger und
für Strahlenbehandlungs-Techniken und dergleichen anzugeben, um eine
dynamische Steuerung der dreidimensionalen räumlichen Verteilung der
Strahlungsdosis in einem Behandlungsvolumen mit beliebiger externer und
interner Formgebung zu ermöglichen, unter Verwendung eines fächerförmigen
Röntgenstrahls, der bspw. in denselben parallelen Ebenen in dem Patienten
angewandt werden kann, wie die Computer-Tomographie-Bildebenen.
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Diese Aufgaben der Erfindung und andere Aufgaben, Merkmale und Vorteile
werden anhand der nachfolgenden Beschreibungen deutlich.
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EP-A-0 193 509 offenbart ein als Kollimator in einem
Strahlentherapiegerät wirkendes Gerät mit Backen, die zur Abgrenzung eines Strahlungsfeldes
durch rechteckige Grenzlinien auf einem Backenrahmen montiert sind, mit
Blattmitteln zur weiteren Begrenzung und Formgebung des Strahlungsfeldes
innerhalb der rechteckigen Grenzen und mit Befestigungsmitteln zur
Befestigung der Blattmittel auf dem Backenrahmen. Die vorliegende
Erfindung verbessert diesen offenbarten Gegenstand durch die Merkmale gemäß
dem kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1.
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Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung in den
beigefügten Figuren erläutert.
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Es zeigt
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Fig. 1 einen Blick von der Röntgenquelle auf Mehrfach-Blatt-Felder
gemäß der Erfindung.
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Fig. 1a die Blätter in der Konfiguration für eine rechte
Schräg-Behandlung der Region gemäß den Fig. 2 bis 5;
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Fig. 1b die Blätter in der Konfiguration für eine rechte
Lateral-Behandlung der Region gemäß den Fig. 2 bis 5;
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Fig. 2 eine Darstellung einer komplexen Target-Region zur Anwendung
der Erfindung, nämlich die Region Cervix-Becken-Knoten -
paraaortale Lymphknoten gemäß: Chin, L.M. et al , "Int. J.
Radiation Oncology, Biol., Phys" Vol. 7, Seiten 61-70;
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Fig. 3 einen Querschnitt der Target-Region und der mittleren
Sagittalebene des Patienten gemäß Linie 3-3 der Fig. 2;
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Fig. 4 einen Querschnitt der Target-Region gemäß der Schnittlinie
4-4 der Fig. 3;
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Fig. 5 einen Querschnitt der Target-Region entlang der Linie 5-5
der Fig. 3;
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Fig. 6 einen Querschnitt des erfindungsgemäßen Kollimators gemäß der
Schnittebene 6-6 der Fig. 7;
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Fig. 7 eine Querschnittsdarstellung des erfindungsgemäßen
Kollimators gemäß der Schnittebene 7-7 der Fig. 8;
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Fig. 8 eine Darstellung des erfindungsgemäßen Kollimators, gesehen
von der Behandlungsregion des Patienten in Richtung auf die
Röntgenquelle;
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Fig. 9 eine Boden-Ansicht eines
Fächer-Röntgenstrahl-Abflachungsfilters mit inhärenter Abschirmung;
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Fig. 10 einen Querschnitt des Filters gemäß Fig. 9 entlang der
Schnittlinie 10-10 in Fig. 9;
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Fig. 11 einen Querschnitt des Filters gemäß Fig. 9 entlang der
Schnittlinie 11-11 der Fig. 9;
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Fig. 12 eine End-Ansicht der Vorrichtung, zur Darstellung der
Befestigung der Kollimator-Finger an den Mehrblattkollimator-
Blättern;
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Fig. 13 eine Seitenansicht der Vorrichtung gemäß Fig. 12 entlang der
Schnittlinie 13-13 der Fig. 12;
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Fig. 14 einen Querschnitt einer alternativen Ausführungsform der
Mehrblattkollimator-Blätter gemäß Fig. 12. Dieses
Ausführungsbeispiel stellt nicht die beanspruchte Erfindung dar;
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Fig. 15 einen Querschnitt einer zweiten nicht beanspruchten
Ausführungsform der Mehrblattkollimator-Blätter gemäß Fig. 12;
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Fig. 16 einen an einer Apparatur befestigten linearen Reihendetektor;
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Fig. 17 einen Querschnitt der Detektor-Reihe gemäß Fig. 16 entlang
der Schnittlinie 17-17;
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Fig. 18 einen Querschnitt der Reihe gemäß Fig. 17 entlang der
Schnittlinie 18-18;
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Fig. 19 einen Querschnitt der Reihe gemäß Fig. 18 entlang der
Schnittlinie 19-19;
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Fig. 20 ein Blockschaltbild des elektronischen Systems für den
linearen
Reihendetektor der Fig. 16 bis 19;
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Fig. 21 ein Diagramm, das die Parameter zur Berechnung des Mehrblatt-
Halbschattens für verschieden geformte Blattenden definiert;
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Fig. 22 eine Kurve des Halbschattens für die in Fig. 21 definierten
Konfigurationen;
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Fig. 23 einen 40-blättrigen Kollimator mit einem Unterstützungs-
Motorantrieb mit Kompensationsfingern, vom Isozentrum aus
gesehen;
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Fig. 24 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der
Schnittlinie 24-24 von der Seite mit daran befestigten
Kompensationsfingern;
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Fig. 25 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der
Schnittlinie 25-25;
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Fig. 26 einen Querschnitt des Kollimators gemäß Fig. 23 entlang der
Schnittlinie 26-26 zur Darstellung der Mehrblattkollimator-
Blätter mit gebogen angeschrägten Enden;
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Fig. 27 einen Querschnitt des Kollimators der Fig. 23 bis 26
entlang der Schnittlinie 27-27, in dem Rahmen,
Leitspindeln, Kugellager und Trägerstangen zu sehen sind;
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Fig. 28 einen Querschnitt des Kollimators der Fig. 23 bis 27
entlang der Schnittlinie 28-28;
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Fig. 29 ein Diagramm eines Behandlungsplans, der vermutlich die
Erfindung benutzt;
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Fig. 30 einen Längsschnitt durch den Gegenstand des Diagramms der
Fig. 29;
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Fig. 31 ein Querschnitts-Diagramm durch den Gegenstand des Diagramms
gemäß Fig. 29;
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Fig. 32 ein Blockschaltbild der Steuerungs- und Überwachungselektronik
für einen Mehrblattkollimator mit
Kompensationsfingern;
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Fig. 33 ein schematisches Diagramm eines
Ringkernstrahl-Puls-Abtastsystems;
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Fig. 34 eine Draufsicht eines unter Druck stehenden und gesperrten
Doppel-Folien-Elektronenstreuers;
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Fig. 35 einen Querschnitt der Vorrichtung gemäß Fig. 34 entlang der
Schnittlinie 35-35;
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Fig. 36 eine Draufsicht auf einen leergepumpten und gesperrten
Doppel-Folien-Elektronenstreuer;
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Fig. 37 einen Schnitt durch die Vorrichtung gemäß Fig. 36 entlang der
Schnittlinie 37-37;
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Fig. 38 einen Strahlkopf mit einem Einsetz-System für einen
konventionellen statischen Kompensator und einen automatischen
Keilfilter und mit einem Ringkernstrahl-Sensor;
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Fig. 39 einen Querschnitt des Systems gemäß Fig. 38 entlang der
Schnittlinie 39-39; und
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Fig. 40 einen Querschnitt des Systems gemäß Fig. 38 entlang der
Schnittlinie 40-40.
LEXIKON:
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Das folgende ist eine Liste von Begriffen, Abkürzungen, Einheiten und
Definitionen, die in der Beschreibung verwendet werden.
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cGy: centigray, 10-2 Joule pro Kilogramm absorbierter Dosis, eine Einheit
für die mittlere aufgenommene Energie bei ionisierender Bestrahlung von
Material.
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Kompensationsfilter: ein Bauteil, das die Verteilung der absorbierten
Dosis über das Strahlungsfeld verändert.
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Tiefendosis: die absorbierte Dosis in einer bestimmten Tiefe unter der
Eintrittsoberfläche des bestrahlten Objekts.
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D-max: die Tiefe der maximalen absorbierten Dosis.
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Dynamik: die Veränderung mit der Zeit gemäß einem Bestrahlungsplan,
während die Bestrahlungsdosis zunimmt.
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Abflachungsfilter: ein Bauteil, das die absorbierte Dosis über das
Bestrahlungsfeld homogenisiert.
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Bild-Pixel: rechteckige Elemente, die zusammengefügt ein Bild ergeben.
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Isozentrum: diejenige Position, um welche herum sich die Röntgenquelle
bewegt, um eine optimale Behandlung eines Tumors in einem Patienten zu
erzielen.
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MeV: Mega-Elektronen-Volt.
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MBK: Mehrblattkollimator.
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Halbschatten (Penumbra): Ausfransung an den Rändern des Strahlungsfeldes,
wo die Strahlungsintensität plötzlich in Entfernung von der Region voller
Strahlungsintensität abfällt.
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Strahlungs-Pixel: rechteckige Elemente der Strahlung, welche zusammen ein
Strahlungsfeld ergeben.
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SAD (source-axis distance): die Entfernung von der
Röntgenstrahlungsquelle zu dem Isozentrum.
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SSD (source-skin distance): die Entfernung von der
Röntgenstrahlungsquelle zur Haut des Patienten.
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Tomographie: schichtförmiges Strahlungsbild (Scheiben) innerhalb des
Patienten.
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Weitere gängige Terminologie ist in Medical Radiology-Terminology, pub.
788, International Electrotechnical Commission, Geneva, Switzerland,
1984, definiert.
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Bezugszeichenliste:
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Im folgenden ist eine Bezugszeichenliste der Elemente und der
Konstruktionsteile
angegeben, wie sie in der nachfolgenden Beschreibung verwendet
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wurden.
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10 - Kollimator
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11 - flacher Zylinder
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12 - Blätter
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14, 16 - Mehrblatt-Vorrichtungshälften
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18, 20 - Blatttragrahmen
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22, 23 - untere Backen
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24 - el. Antriebsmotor für halben Rahmen
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25 - Gewindeschaft
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26 - Stange
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27 - Gewindebuchse
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28 - obere Unterblätter
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29 - untere Unterblätter
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30, 32 - Stangen
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34, 36 - Buchsen
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38 - Gewindeschaft
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40 - Gewindeloch
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42 - flexibles Kabel
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44 - Motor
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46, 48 - Geradstirnräder
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50, 52 - Unterrahmen
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54 - Korrekturmotor
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56 - Kette
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58 - Speiche
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60 - Stangen
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62 - obere Platte
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64 - Seitenwand
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66 - untere Platte
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68 - Lippe
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70 - Backenrahmen
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72 - Lager
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80 - Abflachungsfiltereinrichtung
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82 - Schlitzaperatur
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84 - Abflachungsfilterelement
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86 - zyl. Wolfram-Abschirmelement
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88 - Aluminium-Montageplatte
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90 - Mehrblattkollimator-Blätter mit Mehrfachkerbe
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92 - Kompensatorfinger
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94 - Gleitstange
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96 - Gegenschlitz
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98 - Trägerstange
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100 - Leitspindel
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102 - Arretierung
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104 - Kerbe im MBK-Blatt
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106 - Wulst im MBK-Blatt
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108 - alternatives MBK-Blatt mit Einzel-Kerbe
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110 - Zweites alternatives MBK-Blatt
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112 - lineare Detektorreihe
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114 - Apparatur
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116 - Behandlungstisch
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118 - Gehäuse für MBK
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120 - Fächerstrahl
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122 - Detektor-Kristalle
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124 - Abschirmstreifen
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126 - Photodetektoren
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128 - Bleistreifen
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130 - Kollimatorschlitz
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132 - Elektronik
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134 - Teleskopträger
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136 - Analog-Multiplexer
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138 - Vorverstärker
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140 - Integrierer
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142 - Abtast-/Halteschaltung
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144 - Integrierer
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146 - A/D-Wandler
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148 - Rechnerspeicher
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150 - Takt- und Zeitsteuerung
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152 - Steuer-/Regellogik
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154 - Video-Monitor
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156 - Blätter
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158 - Antriebssystem
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160 - Tragrahmen
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162 - Motoren
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164 - Geschwindeschäfte
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166 - Kollimatorbacken
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168 - TV-Kamera
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170 - Linse
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172 - Spiegel
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174 - Ringkern
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200 - reflektierende Oberfläche
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202 - Flansch
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204 - Faseroptik für Licht
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206 - Faseroptik für Detektor
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208 - erste Folie
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210 - zweite Folie
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212 - Knopf
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214 - Folienhalter
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216 - Feder
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218 - Balg
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220 - Lippe am Folienhalter
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222 - Abquetscher
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224, 226 - Träger
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230 - obere Backen
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231 - Antriebsvorrichtung für obere Backen
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232 - Ionisationskammer
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234 - Röntgen-Target
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236 - Elektronenfenster
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238 - Filter- und Streuerkarussell
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240 - untere Backen
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242, 244 - Keilfilter
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246, 248 - Trägerstangen
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250, 252 - Leitspindeln
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254 - Motoren
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256 - Bleiabschirmung
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele:
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Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen, in denen Bezugszeichen dazu
verwendet werden, Teile durch sämtliche Figuren hindurch zu bezeichnen
zeigt Fig. 1 beispielhafte Formen eines Mehrblattfeldes des Kollimators
10, der für komplexe klinische Anwendungsformen, nämlich den Bereich
Cervix-Becken-paraaortale Knoten gemäß Fig. 2, in einem flachen Zylinder
11 montiert ist. In diesem Beispiel ist das Feld 36 cm lang. Seine
unregelmäßige Breite wird durch 24 Paare aus Blättern 12 definiert, von
denen jedes einen 1,5 cm-Schattenstreifen in dem Strahlungsfeld bei SAD
(source-axis distance) bilden. Die Felder sind nur für zwei
Apparaturwinkel dargestellt, aber sie stellen die Variationsbreite der Feldformen
während einer im wesentlichen vollen Apparaturdrehung dar.
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Fig. 1 wurde unter der Annahme erstellt, daß sowohl die obere als auch
die untere konventionelle Backe zur Definition der rechteckigen
Feldgrenzen
benutzt wird (36 cm lang, 15 cm breit bei 30' Apparaturwinkel,
13,5 cm breit bei 90 1 Apparaturwinkel), und unter der Annahme, daß das
Mehrblattsystem lediglich für die zusätzliche Abschattung sorgt, die
innerhalb des Rechtecks erforderlich ist. Das gestattet flache Blätter 12
von 4,5 cm (1,77 Inch) Dicke Wolfram (18,2 g pro cm³) für 5%
Durchlässigkeit, das übliche Abschattungs-Kriterium für Schattenblöcke,
anstelle von 7 cm oder mehr Dicke Wolfram für 1% Durchlässigkeit, das
übliche Kriterium für Backen. Die maximale Erstreckung jedes Blattes in
das Feld gemäß Fig. 1 beträgt nur 9 cm bei SAD und nur 2 cm über die
Mittellinie hinaus. Unter der Annahme eines extremeren Falls von 5 cm
Ausdehnung über die Mittellinie hinaus bei einem 7 cm vom
Feld-Mittelpunkt entfernten Feldrand - 2 cm hinter der Mitte für ein 20 cm breites
Feld - und unter Gestattung einer etwa 1 cm breiten Überlappung der
Backen, müßten die Blätter nur 13 cm lang zur SAD projiziert werden, was
etwa einer tatsächlichen Länge von 6,84 cm (2,7 Inch) entspricht.
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Etwa 95% aller Behandlungsfelder passen in ein Quadrat mit 20 cm·20
cm. Unter der Annahme, daß die projizierte Breite jedes Blattes 1,5 cm
ist, würden 13 Blätter eine Feldlänge von 19,5 cm abdecken. Die Fig. 6
bis 8 zeigen eine solche Anordnung. Die Blätter 12 sind an dem Platz
befestigt, der gegenwärtig durch die Keilbefestigung eines Typs eines
konventionellen Strahlentherapiegeräts besetzt ist, in 52,6 cm von der
Röntgenquelle entfernt. Die tatsächlichen Abmessungen jedes Blattes 12
liegen bei 0,786 cm (0,31 Inch) Neigung "pitch", bei 4,5 cm (1,77 Inch)
Tiefe, bei 7 cm (2,75 Inch) Länge und bei 0,45 kg (0,99 Pfund) Gewicht
mit Wolfram mit einer Dichte von 18,2 3 g/cm³. Insgesamt wiegen 13
Blattpaare 11,7 kg (25,7 Pfund). Wenn ein leichtgewichtiger oder
abnehmbarer Antrieb verwendet wird, ist klar, daß die Mehrblattvorrichtung von
Röntgenassistenten entfernt werden kann, eine Hälfte (13 Pfund zuzüglich
Antrieb) zur Zeit. Das gesamte Gewicht der Blätter beträgt nur 21% des
Gewichts der konventionellen unteren Backen. Jeder Getriebemotor wiegt
ungefähr 1/2 Pfund.
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Jede Mehrblatt-Vorrichtungshälfte 14, 16 ist auf einem Blatttragrahmen
18, 20 befestigt, der jeweils gleichzeitig mit der entsprechenden unteren
Backe 22, 23 bewegt werden kann, entweder durch eine Hebelverbindung mit
der Backe oder durch eine Kettenverbindung oder eine anderweitige
Verbindung zum Antrieb für jene Backe oder vorzugsweise durch einen
unabhängigen elektrischen Antrieb 24 für jeden halben Rahmen. Jeder
unabhängige elektrische Antrieb 24 ist an dem Zylinder 11 befestigt und
über Zahnräder, Treibriemen oder Ketten mit einem Gewindeschaft 25
gekoppelt, der einen Blattragrahmen antreibt, welcher auf einer Stange 26
gleitet und mit einer Gewindebuchse 27 verbunden ist. Folglich entspricht
die maximale Strecke, die ein Blatt zurücklegen muß, nur der maximalen
Entfernung, die es sich in das rechteckige Feld hineinerstrecken kann,
welches durch die oberen und unteren Backen definiert ist. In diesem
Beispiel sind das 6,6 cm (2,6 Inch) tatsächliche Bewegungsstrecke relativ
zu dem Rahmen.
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Wenn die unteren Backen 22, 23 symmetrisch angetrieben werden, kann eine
Mehrblatt-Vorrichtungshälfte 14, 16 als Monoblock angetrieben werden, um
dynamische Keilfelder bis zu 12 cm zu erzeugen. Wenn die unteren Backen
unabhängig von einander angetrieben werden, aber ihre Breite nicht
vergrößert ist, und sie sich nur bis zu dem Feldmittelpunkt bewegen, kann
die Mehrblatt-Vorrichtungshälfte als Monoblock angetrieben werden, der
sich 12 cm über den Feldmittelpunkt hinausbewegt, wodurch dynamische
Keilfelder bis zu 24 cm erzeugt werden. Folglich können unabhängige
Backen in Kombination mit dem Mehrblattsystem kleiner sein, als wenn die
unabhängigen Backen selbst über den Feldmittelpunkt hinausgefahren werden
müssen und die Backenenden immer noch die Primäröffnung des Kollimators
abschatten.
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Es ist wünschenswert, gerade Blätter zu verwenden und sie sich in einer
geraden Linie bewegen zu lassen. Das minimiert die Tiefe (in
SAD-Richtung) der Mehrblatt-Vorrichtung und vereinfacht die Montage und den
Antrieb der Blätter. Es vermeidet gekrümmte Bahnen und in Anpassung an
bestehende Strahlentherapiegeräte verhindert es ein Eindringen in den
Rahmen, der den existierenden Kollimator trägt. Um eine ungefähre
Ausrichtung der Blattenden in einer Linie vom Röntgen-Target über die
gesamte Bewegung der Blätter zu erreichen, besteht jedes Blatt 12 in
Wirklichkeit aus zwei Unterblättern 28, 29, eins über dem anderen. Im
folgenden soll der Begriff loben, oberes, die Bedeutung von "näher an der
Strahlungsquelle" haben und "unten, unteres" die Bedeutung von zweiter
von der Strahlungsquelle entfernt'. Das untere Unterblatt 29 bewegt sich
geringfügig schneller als das obere Unterblatt 28, so daß ihre Enden
abgestuft verlaufen, um sich dem Winkel des Röntgen-Targets anzupassen.
Das untere Unterblatt 29 ist auch leicht breiter (in diesem Beispiel 2,2
mm) als das obere Unterblatt 28, so daß ihre Seiten abgestuft verlaufen,
um zu dem Winkel vom Röntgen-Target in einer unter 90 l zur
Bewegungsrichtung der Blätter gedrehten Richtung zu passen. Der Beitrag zum
Halbschatten aufgrund der Abstufung anstelle einer Abschrägung der Blätter
beträgt im Maximum 2,5 mm (80%-20% Dosis, bei einem 20 cm-Feld). Das
erhöht den Gesamtwert des Halbschattens von 6 mm auf (62+2,52) 0,5 =6,5 mm.
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Jedes Unterblatt wird durch zwei Stangen 30,32 (bspw. mit einem
Durchmesser von 1/8 Inch) getragen, welche durch zwei Buchsen 34, 36 (bspw.
1/4 Inch Außendurchmesser) in einem Rahmen 18, 20 verlaufen, und durch
einen Gewindeschaft 38 (bspw. 1/8 Inch Durchmesser), der durch ein
Gewindeloch 40 in dem Rahmen verläuft. Die einzelnen Unterblätter 28,29
haben genügend Bewegungsfreiheit (bspw. 0,2 mm), so daß sie sich nicht
aneinander reiben, wodurch zusätzliche Reibung vermieden wird, und damit
auch die Notwendigkeit von strahlungsresistentem Trockenschmiermittel
(bspw. Molybden-Disulfid) im Röntgenstrahl. Jedes untere Unterblatt 29
wird durch Mikroprozessor-Befehle (nicht dargestellt) durch einen
Antriebsmotor mittels des Gewindeschafts 38 vorwärts und rückwärts bewegt,
und zwar über ein flexibles Kabel 42 durch einen Getriebemotor 44. Das
Gewicht eines jeden Paars von Unterblättern 28, 29 beträgt etwa 1 Pfund,
und dieses Gewicht müßte unter einem Apparaturwinkel von 90' getragen
werden. Es wäre wünschenswert, jede Blattposition in 5 cm-Schritten (SAD)
bei 50 Apparaturwinkeldrehung (0,83 Sekunden) ändern zu können. Nimmt man
die Getriebereibung usw. hinzu, entspricht eine Kraft von 5 Pfund über
2,7 cm Bewegungslänge in 0,8 Sekunden etwa 6,5 Inch·Pfund/Sekunde oder
10-3 PS, was die Verwendung eines Miniaturmotors 44 für jedes Paar
Unterblätter 28, 29 gestattet, somit insgesamt 26 solcher Motore für 13
Unterblattpaare, 13 Motoren pro Seite. Diese können innerhalb des
vertikalen Freiraums der konventionellen Keilbefestigung aufgereiht werden.
Das obere Unterblatt 28 jedes geteilten Blatts wird mit einer geringfügig
kleineren Geschwindigkeit über zwei Geradstirnräder 46, 48 am
Getriebemotor angetrieben. Ein Drehzahlmesser (nicht dargestellt) kann in dem
flexiblen Kabel-Antrieb für jedes Unterblatt installiert werden, oder nur
an dem oberen oder unteren Satz von Unterblättern. Jede Umdrehung des
Kabels entspricht bei einer Leitspindel mit 1/8 Inch Durchmesser und
einer Gewindesteigung von 12 1 einer Änderung des Feldrandes bei SAD von
ungef. 0,5 mm. Ein Plus- oder Minussignal für +1 oder -1 Umdrehung wird
an einen Summier-Schaltkreis abgegeben und die Position des Feldrandes
jedes Blattes wird digital und auf einem Bildschirm angezeigt. Die
Spannungsversorgung für den Motorantrieb wird unterbrochen, wenn diese
Anzeige dem Wert entsprach, der für den Feldrand dieses Blattes und
dieses Apparaturwinkels vorher eingestellt wurde.
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Die oberen Unterblätter 28 werden auf Unterrahmen 50, 52 getragen, und
die unteren Unterblätter 29 auf Rahmen 18, 20. Beide Unterrahmen 50, 52
werden von dem bestehenden unteren Backenantrieb angetrieben. Alternativ
hierzu können Motoren 52 hinzugenommen werden, um jeden Rahmen mit
Steuersignalen unabhängig von den Backenantrieben anzutreiben. Der obere
Unterrahmen 50 wird mittels eines Korrekturmotors 54, einer Kette 56 und
einer Speiche 58 geringfügig langsamer angetrieben, als der untere
Unterrahmen 52, so daß der obere Unterrahmen auf Stangen 60 gleitet und
so, daß die Enden des Rahmens abgestuft verlaufen, um sich an die Neigung
der Backen-Vorderfläche anzupassen. Die Abstufung der Unterblätterenden
ist dann für alle Backenpositionen korrekt.
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Fig. 7 zeigt das plane Mehrblattsystem in dem vertikalen Raum, der
normalerweise durch die Keilbefestigung besetzt ist. Auf der linken Seite
des Kollimators 10 ist der Satz unterer Backen 22 für ein konventionelles
20 cm-Feld dargestellt, mit Blättern, die sich bis zu 2 cm über die
Feldachse hinaus erstrecken. Auf der rechten Seite des Kollimators ist
der Satz unterer Backen 23 für ein konventionelles 40 cm-Feld
dargestellt, bei dem die Blätter vollständig zurückgezogen sind. Das bestimmt
den nötigen Gehäusedurchmesser des Mehrblattsystems. Der Satz aus 13
unterteilten Blättern auf der rechten Seite wird durch einen Satz von 13
Getriebemotoren 44 angetrieben, 7 Motoren auf einer Seite, 6 auf der
anderen Seite des Blattsatzes. Das schafft Platz für die Antriebskabel
42, eines für jedes direkt durch einen Getriebemotor 44 angetriebene
Unterblatt, während das andere Unterblatt durch ein Zahnradpaar 46, 48 am
Getriebemotor angetrieben wird. Die 13 Motoren 44 sind auf dem
Blattragrahmen 20 montiert, der durch eine Leitspindel über eine Kette vom
unteren Backen-Antriebssystem oder vorzugsweise durch einen Motor 24
angetrieben wird.
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Da die Tiefe der Blätter für 5% Durchlässigkeit bei Wolfram so gering
ist, kann es klinisch akzeptabel sein, einzelne Blätter angeschrägten
Querschnitts anstelle von gestuft unterteilten Blättern zu verwenden. Der
Blatt-Halbschatten (20%-80%) bei SAD wird maximal 5 mm betragen (bei
einem 20 cm-Feld), was den konventionellen Halbschatten von 6 mm auf (62
+ 52) 0,5 = 8 mm ansteigen lassen. Eine Vermeidung der Abstufung werden
die Komplexität und die Kosten des mechanischen Teils des
Mehrblattsystems reduzieren, aber die Anzahl der Motoren und die Mikroprozessor-
Steuerung werden die gleichen bleiben.
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Der den Mehrblattkollimator 10 enthaltende flache Zylinder 11 kann
drehbar auf dem Strahlungskopf montiert werden. Der flache Zylinder 11
enthält eine obere Platte 62, eine Seitenwand 64 und eine untere Platte
66. Die Seitenwand 64 besitzt eine Lippe 68. Die obere Platte 62 ist an
dem Backenrahmen 70 befestigt, erstreckt sich über die Seitenwand hinaus
und trägt eine Vielzahl von Lagern 72, welche die Seitenwand 64 auf der
Lippe 68 tragen und eine Drehung des Kollimators ermöglichen. Um eine
Drehposition festzuhalten kann eine einzige Sperre vorgesehen sein, oder
die Reibung der Lager wird erhöht, um Haltemittel zu erzeugen. Das wird
es ermöglichen, die Backen für ein Rechteck-Feld auf einen Winkel relativ
zur Achse der Apparatur (und des Patienten) festzusetzen, um das
Mehrblattsystem auf einen anderen Winkel, der einem interessierenden
anatomischen Rand entspricht, wie z. B. das Rückenmark. Das führt auf einem
weniger abgestuften Rand zu dem Mehrblatt-Feld.
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Die Backen sind angeschrägt, indem sie geöffnet sind, um eine
Randoberfläche zu bilden, die parallel zum Strahlungspfad verläuft. In einer
alternativen Ausführungsform kann eine Blattlage so verwendet werden, daß
die Blattseiten in Ebenen verlaufen, in denen auch die Strahlungsquelle
liegt, wobei das Blattende derart gekrümmt ist, daß es immer tangential
zu einer die Strahlungsquelle enthaltenden Ebene verläuft, wodurch der
Halbschatten minimiert wird. Das ist in den Fig. 12, 13 und 21 bis 28
dargestellt.
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Die weiteren im folgenden beschriebenen Ausführungsformen können mit
einem fächerförmigen Röntgenstrahl verwendet werden. Diese
Ausführungsbeispiele werden nicht beansprucht.
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Bei der konventionellen Strahlentherapie wird vorzugsweise eine
Röntgenenergie von ungefähr 6-10 MeV bei der Mehrzahl der Behandlungsfelder
verwendet, insbesondere für Kropf- und Hals-Tumore und für das
Lymphsystem, was sich nahe der Patientenoberfläche erstreckt; ungefähr 18 bis 25
MeV werden vorzugsweise für die übrigbleibenden Anteile von Feldern oder
für tiefergelegene Tumore angewandt, wie bspw. im Bauch- und
Beckenbereich. Die Tiefe bis zu D-max und die Tiefendosis bei 10 cm Tiefe für ein
konventionelles 10·10 cm - Feld liegen ungefähr bei 1,5 cm und 67% für
einen 6 MeV-Röntgenstrahl; 3,3 cm und 79% für einen 18
MeV-Röntgenstrahl, alles bei einer gedachten Oberfläche in 100 cm Abstand von der
Quelle. Mit einem Fächer-Röntgenstrahl gemäß den Fig. 16 und 24 und
wenn der Patient oder das Testobjekt zur Erzeugung eines Feldes durch den
Fächerstrahl bewegt wird, divergiert die Strahlung nur in einer Dimension
anstelle der konventionellen zwei Dimensionen. Die Tiefe zu D-max bleibt
im wesentlichen dieselbe, aber die Tiefendosis in dem Feld bei 10 cm
Tiefe steigt mit dem Fächer-Röntgenstrahl auf 72% bei 6 MeV an und auf
84% bei 18 MeV, was jeweils der Tiefendosis konventioneller 9,5 MeV -
und 25 MeV - Röntgenstrahlen entspricht.
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Bspw. sei angenommen, daß der Patient durch den Fächerstrahl bewegt wird,
um 40 cm lange Felder mit einem Fächer-Röntgenstrahl aus einem 1 cm-
Schlitz bei jedem von 6 Apparaturwinkeln in insgesamt 5 Minuten zu
erzeugen, insgesamt 1 Minute für die Drehung der Apparatur und 4 Minuten
insgesamt für die Feldabtastungen. Die Abtastgeschwindigkeit für jedes
der 6 Felder wird 1 cm pro Sekunde sein. Die Dosis bei D-max in jedem
Feld bei 3000 cGy pro Minute (50 cGy pro Sekunde) wird 50 cGy betragen.
Unter Annahme einer Tiefendosis von 67% in der Tumortiefe beträgt die
Tumordosis 33 cGy pro Feld, 200 cGy für die 6 Felder, was eine typische
Tumordosis pro täglicher Behandlung bei konventioneller Strahlentherapie
ist. Der Tiefendosiswert von 67% wird ungefähr einer Gewebetiefe von 12
cm bei einem 6 MeV-Fächer-Röntgenstrahl entsprechen, und etwa 18 cm
Gewebetiefe mit einem 18 MeV-Fächer-Röntgenstrahl. Die Einfügung von
Kompensationsfingern zum Ausgleich des Gewebes wird in den meisten Fällen
keine erhöhte Strahlungsdauer erfordern, da sie nur in den Bereichen
reduzierter anatomischer Tiefe von der Patientenoberfläche zur Ebene auf
Tumortiefe angesetzt würden. In ähnlicher Weise kann ein 20 cm langes
Feld bei jedem der 6 Apparaturwinkel mit 0,5 cm pro Sekunde abgetastet
werden, mit einem Gesamtzeitbedarf von 5 Minuten bei einem
Fächer-Röntgenstrahl mit einem 0,5 cm-Schlitz mit verbesserter räumlicher Auflösung
oder in 3 Minuten mit einem Fächer-Röntgenstrahl mit einem 1 cm-Schlitz,
was eine Minute für die Apparaturdrehung in jedem Fall zur Verfügung
stellt. Die Verwendung der Kompensationsfinger bei einem anderen Winkel
als 180' zur Erzeugung eines Keilfeldes für Doppel-Feld-Therapie wird
die Dosisleistung reduzieren, aber Keilfelder bleiben typischerweiser
unter 15 cm, so daß wiederum die gesamte Abtastzeit sogar bei 0,5 cm pro
Sekunde akzeptabel ist.
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Innere Grenzen (Inseln, längliche Halbinseln) aller Felder und äußere
Grenzen unregelmäßiger Felder werden durch zeitliche Koordination der
Einfügung individueller Blätter des ersten Blattsatzes des
Mehrblattkollimators definiert. Mit einer Blatt-Schrägstellung von 1 cm bei SAD
kann eine feinere Positionsunterteilung der 50%-Isodosislinie bei
seitlichen Rändern bspw. durch teilweise Einfügung eines Blattes in den
Fächer-Röntgenstrahl mit einem 1 cm-Streifen erzielt werden. Diese
Interpolation kann besonders nützlich zur präziseren Definition innerer
Grenzen (Inseln oder längliche Halbinseln) sein, welche nicht durch die
Kollimatorbacken geformt werden können, die rechtwinklig zu dem Fächer
angeordnet sind. Ein Satz Kollimatorbacken, der sich symmetrisch bewegen
kann, wird den 0,5 cm- oder 1 cm-Schlitz-Fächer-Röntgenstrahl bilden.
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Wenn der rechtwinklige Satz Kollimatorbacken sich unabhängig bewegt,
können sie dazu verwendet werden, die äußeren Grenzen des unregelmäßigen
Feldes präziser zu definieren, als mit den vollständigen oder
interpolierten lateralen Schritten des Mehrblattkollimators. Es wird möglich
sein, den Patiententisch nur in Längsrichtung zu bewegen, während die
Grenzen des Fächerstrahls variiert werden, um an die variierende äußere
Grenze des Behandlungsvolumens angepaßt zu werden, und während die
variierende Tiefe zum Mittelpunkt des Behandlungsvolumens in jeder
Scheibe dynamisch dadurch ausgeglichen wird, daß die Einfügung der
Kompensationsfinger variiert wird.
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Angenommen sei die hypothetische Situation, in der ein
Mehrblattkollimator in einem Gerät innerhalb des Strahlungskopfes in der Position des
unteren Satzes von Kollimatorbacken installiert wurde, die der
Mehrblattkollimator ersetzt hat. Da ein unterer Satz von Kollimatorbacken nicht
existiert, muß der Mehrblattkollimator dazu benutzt werden, den
Fächerstrahl zu bilden. Somit steht die Bewegung eines solchen
Mehrblattkollimators nicht für den Antrieb dynamischer Kompensationsblätter zur
Verfügung, weshalb sie getrennt von dem Mehrblattkollimator in dem
Strahlungskopf montiert und angetrieben werden müssen.
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Der Abflachungsfilter wird für die Erzeugung einer flachen Isodosiskurve
bei einer ausgewählten Tiefe ausgelegt sein, bspw. 10 cm bei 6 MeV, 15 cm
bei 18 MeV. Isodosiskurven bei flacheren oder größeren Tiefen werden
leicht konkav bzw. konvex verlaufen, wegen der Streuung in dem Patienten
und wegen Veränderungen der spektralen Energie mit dem Winkel. Letzte
wird mit einem Fächerstrahl geringer sein, als mit einem konventionellen
konischen Röntgenstrahl. Die jeweilige Tiefe der flachsten Isodosiskurve
kann von der durch die Abflachungsfilter erzeugten variiert werden, indem
die Kompensationsfinger entsprechend gesetzt werden.
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Die nicht abgeflachte Zentralachsen-Dosisrate bei 100 cm beträgt 12,5 cGy
pro Minute pro MicroAmpere des Elektronenstrahl-Stroms bei einem dicken
Wolfram-Röntgen-Target bei 6 MeV; 160 Cgy pro Minute bei 18 MeV- Der
Winkel eines 40 cm-Fächers bei 100 cm SAD beträgt +/- 11,310. Die
Intensität der Röntgenkeule beträgt bei diesem Winkel 60% der Zentral -Achsen-
Dosis-Leistung bei 6 MeV; 27% bei 19 MeV. Der erforderliche
Durchschnitte-Elektronenstrahlstrom und die entsprechende Leistung am Röntgen-Target
für 3000 cGy pro Minute bei 100 cm SAD bei den Fächerwinkeln von +/-
11,21', ungedämpft, betragen 400 MicroAmpere und 2,40 kW bei 6 MeV; 70
MicroAmpere und 1,26 kW bei 18 MeV. Bei diesen Strahlleistungsleveln kann
es notwendig sein, den Wolfram-Knopf des Röntgen-Targets konisch zu
formen, um zusätzliche Wärmeleitfähigkeit zu erzeugen.
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Die Durchlässigkeit des Ablenkmagnetsystems vom
Beschleunigungs-Wellenleiterausgang zum Röntgen-Target beträgt etwa 75%. Folglich wird vom
Beschleunigungs-Wellenleiter ein durchschnittlicher Strahlstrom und eine
durchschnittliche Strahlleistung von 533 MicroAmpere, 3,20 kW bei 6 MeV
gefordert; 93 MicroAmpere 1,68 kW bei 18 MeV. Die medizinischen
Nennleistungen des Beschleunigungs-Klystrons und des Modulators können
gegenüber dem konventionellen Betrieb verbessert werden und zwar von 2,75
MW oder 5,5 MW Puls, 300 bzw. 150 Pulse pro Sekunde, bei 4,5
Microsekunden Hochfrequenz-Pulslänge und 3,71 kW durchschnittliche
Hochfrequenzleistung auf 2,75 MW oder 5,5 MW Puls, 360 bzw. 180 Pulse pro Sekunde, bei
10 Microsekunden Hochfrequenz-Pulslänge und 9,9 kW Hochfrequenzleistung.
Das ermöglicht einen Anstieg der Beschleunigungsstrahl-Pulslänge von 3,5
Microsekunden auf 9 Microsekunden und einen Anstieg des Tastverhältnisses
durch einen Faktor von 3,1.
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Gegeben sei ein 1,5 m langer
Nebenschlußwiderstand-Stehwellen-Beschleunigungs-Wellenleiter mit 90 MOhm pro Meter mit einem Microwellenenergie-
Schalter in 0,5 m von der Injektion, derart eingestellt, um 6 MeV auf
diese 0,5 m Länge zu erhalten, entweder im 6 MeV- oder 18
MeV-Betriebsmodus. Der erforderliche Pulsleistungs-Verlust in den Wänden des
Beschleunigungs-Wellenleiters ist:
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p = v²/(r·L) = (6)2/(90·0,5) = 0,8 MW bei 6 MeV
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= (18)2/(90·1,5) = 2.4 MW bei 18 MeV.
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Gegeben sei eine Pulsrate von 360 Pulsen pro Sekunde (pps) in der 6 MeV-
Betriebsart, 180 pps in der 18 MeV-Betriebsart, 10 Microsekunden
Hochfrequenz-Pulslänge, 9 Microsekunden Strahl-Pulslänge. Ferner sei
angenommen, daß 80% der Hochspannungs-Pulsleistung des Klystrons brauchbar
in Verluste im Beschleunigungs-Wellenleiter und in Strahlleistung
umgewandelt werden können. Dann kann der folgende Satz Betriebsparameter
erzielt werden:
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Strahlleistungs-Betriebsart 6 18 MeV
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Klystron Puls-Leistung 2,75 5,5 MW
-
Hochfrequenz-Pulslänge 10 1,0 ms
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Hochfrequenz-Pulsrate 360 180 pps
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Brauchbare Hochfrequenz-Pulsleistung 2,2 4,4 MW
-
Beschleunigungs-Wellenleiter-Pulsleistung 0,8 2,4 MW
-
Strahl-Pulsleistung
(außerhalb des Wellenleiters) 1,4 2,0 MW
-
Strahl-Pulslänge 9 9 ms
-
Strahl-Tastverhältnis 3,24 1,62·10&supmin;³
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Durchschnittliche Strahl-Leistung
(außerhalb des Wellenleiters) 4,54 3,24 KW
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Strahl-Pulsstrom 233 111 mA
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Durchschnittliche Strahlleistung am
Röntgen -Target 3,4 2,43 KW
-
Benötigte Leistung am Röntgen-Target
für 3000 cGy/min 2,4 1,26 KW
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Der IEC-Standard 601-2-1 fordert eine Abschirmung der Röntgenstrahlen bis
zu 0,6% der Mittelachsen-Dosis innerhalb eines maximal 40 x 40 cm großen
Feldes; bis zu einem Durchschnitt von 0,1% für die Reststrahlung
innerhalb eines Kreises von 2 m Radius in der Patientenebene bei 100 cm
Entfernung vom Röntgen-Target; und zu 0,5% der Reststrahlung der Hülle
bei 100 cm Entfernung vom Pfad des Beschleuniger-Elektronenstrahls. Da
die durchschnittliche Elektronenstrahlleistung am Röntgen-Target erhöht
wurde, sollte die Dämpfung der Abschirmung des Strahlungskopfes um den
Faktor 4 erhöht werden, was zusätzlichem Blei von 4 cm entspricht.
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Bei einem nahezu geschlossenen Satz Kollimator-Backen zur Formung des
Schlitz-Fächer-Röntgenstrahls, und bei einem neben dem Fächerstrahl
angeordneten oder sich in diesen hineinerstreckenden Blattsatz des
Mehrblattkollimators ist eine zusätzliche Abschirmung eines 40·40 cm
großen Bereichs nur auf der gegenüberliegenden Seite des Fächers
erforderlich, wo die Mehrblattkollimator-Blätter teilweise oder gänzlich
zurückgezogen sind. Das kann durch Einfügen eines 0,5 cm dicken
Wolframblocks oder eines 0,8 cm dicken Bleiblocks in den Bereich des
Schattenträgers geschehen, wenn der Fächerstrahl benutzt wird. Der Block-Bereich
bei 64 cm von der Quelle wird ungefähr 13 x 26 cm groß sein und ein
Gesamtgewicht von 3 kg haben. Der Rest der Faktor 23-Abschirmung dieses
Bereichs erfolgt durch eine 3,5 cm Wolfram-Dicke an der
Abflachungsfiltereinrichtung 80 für den Fächer-Röntgenstrahl, dargestellt in den
Fig. 9-11, die eine Schlitzapertur 82 mit 3 mm Breite in einem
Zylinder mit 6,6 cm Durchmesser besitzt. Die Filtereinrichtung wird durch
ein Wolfram-Abflachungsfilterelement 84 gebildet, das unterhalb des
Schlitzes 82 angeordnet ist. Der Schlitz 82 ist in einem zylindrischen
Wolfram-Abschirmelement 86 ausgebildet. Das Abflachungsfilterelement 84
und das Wolfram-Abschirmelement 86 sind auf einer Aluminium-Montageplatte
88 befestigt.
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Die Mehrblattkollimator-Blätter 90, dargestellt in den Fig. 12-13,
bestehen aus Wolfram, um sowohl ihre Höhe als auch die Radioaktivität zu
minimieren, die ansonsten induziert werden könnte, insbesondere durch den
18 MeV-Röntgenstrahl. Die Kompensationsfinger 92 bestehen ebenfalls aus
Wolfram, um durch den Röntgenstrahl induzierte Radioaktivität zu
minimieren. Die Gleitstange 94, auf der die Kompensationsfinger 92 sitzen und in
Bezug auf die Mehrblattkollimator-Blätter 90 gleiten, besteht aus
Molybden, um die Gleitreibung zu reduzieren und um übermäßige induzierte
Radioaktivität zu vermeiden. Die Gleitstange 94 paßt in einen
Gegenschlitz 96 in jedem Kompensationsfinger 92. Jedes Mehrblattkollimator-
Blatt 90 wird auf einer Trägerstange 98 bewegt und wird durch eine
Leitspindel 100 angetrieben. Jeder Kompensationsfinger 92 weist in sich
ein Paar federbelasteter Arretierungen 102 auf, um ihn an der Gleitstange
94 in Position zu halten. Jedes Mehrblattkollimator-Blatt 90 weist eine
Vielzahl von Kerben 104 auf einer Seite und Wulste 106 auf der
gegenüberliegenden Seite auf, um die Zwischenräume zwischen benachbarten Blättern
gegen Strahlung abzuschirmen. Die Breite der Wulste 106 ist geringer als
die Breite der Kerben 104, und es existiert auch noch ein kleiner
Zwischenraum zwischen den Blättern, um eine Reibung sich berührender
Oberflächen während der Gleitbewegung zu vermeiden.
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In einem weiteren, nicht beanspruchten Ausführungsbeispiel der
Mehrblattkollimator-Blätter 108 gemäß der Schnittdarstellung in Fig. 14 werden
ein einziger Wulst auf der einen Seite und eine einzige Kerbe auf der
gegenüberliegenden Seite verwendet. In einem anderen alternativen
Ausführungsbeispiel der Mehrblattkollimator-Blätter 110 gemäß der
Schnittdarstellung in Fig. 15 werden ein komplementäres Paar zueinander
versetzter Schultern für die Abschirmung des Zwischenraums gegen Strahlung
verwendet. Diese verschiedenen, nicht beanspruchten Ausführungsformen der
Mehrblattkollimator-Blätter können dazu verwendet werden, die
Plazierungen von Trägerstangen 98, Leitspindeln 100 und des Antriebssystems für
verschiedene Ausmaße auszuarbeiten, und keine hat irgendeinen
innewohnenden Vorteil für alle Größen der Teile.
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Bei 6 MeV Röntgenenergie existieren etwa 109 Photonen/cm² pro cGy. Bei
3000 cGy/Minute, 50 cGy/Sekunde, nach Dämpfung durch den Patienten
existieren noch ungefähr 1010 Photonen cm² pro Sekunde in dem
Fächerstrahl, mit einer mittleren Photonenergie von ungefähr 2 MeV. Ihre
Dämpfung in Kristall-Detektor-Material hoher Dichte und mit einer Dicke
von 1 cm beträgt ungefähr 10%. In Fig. 16 ist eine aus 128 Elementen
bestehende lineare Detektorreihe 112 perspektivisch dargestellt, die an
der Apparatur 114 mit dem Behandlungstisch 116, dem Gehäuse 118 für den
Mehrblattkollimator und dem Fächerstrahl 120 befestigt ist. Weitere
Darstellungen der Detektorreihe 112 sind in den Fig. 17-19 gezeigt.
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Die Detektorreihe 112 kann aus 0,3 cm dicken und 1 cm tiefen
Scintillator-Streifen aus Wismut-Germanium- oder Cadmium-Wolfram-Kristallen 122
hergestellt werden auf 0,5 cm Kernen über die 64 cm-Fächer-Röntgenstrahl-
Bogen-Abmessung in 160 cm Entfernung von der Röntgenquelle (40 cm SAD).
Zwischen den Kristallen 122 sind 0,2 Wolfram- oder Blei-Abschirmstreifen
124 angeordnet. Die Kristalle 122 sind optisch mit einer Reihenanordnung
aus 128 Foto-Detektoren 126 gekoppelt, die ungefähr 106 MeV
Röntgenstrahl-Photonen pro 1/30 Sek. detektieren. Fig. 18 zeigt einen
Querschnitt der Reihenanordnung mit zwei Bleistreifen 128 mit einer
ungefähren Dicke von 2,5 cm, die dazu verwendet werden, die Reihenanordnung 112
vor Röntgenstrahlen abzuschirmen, welche in dem Patienten gestreut
wurden. Ein Zwischenraum zwischen den Bleistreifen 128 bildet einen
Schlitz-Kollmator 130 über den Kristallen 122. Eine signalverarbeitende
Elektronik 132 ist auf jeder Seite der Kristalle 122 angeordnet. Dieses
System bietet eine angemessene Quanten-Statistik zur Echtzeit-Darstellung
der Anatomie des Patienten während jeder Feldabtastung mit guter
Kontrast-Empfindlichkeit. Die Reihenanordnung 112 ist auf einem
Teleskopträger 134 montiert, der an der Apparatur 114 befestigt ist.
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Fig. 20 zeigt ein Blockschaltbild der für ein solches System benötigten
Elektronik. Auf einem Bildschirm kann Zeile für Zeile ein Bild aufgebaut
werden, während der Behandlungstisch in Längsrichtung durch den
fächerförmigen Röntgenstrahl bewegt wird, wobei eine "Scout"-Darstellung
erzeugt wird, ähnlich derjenigen, die man mit einem CT-Scanner erhält,
allerdings bei 6 MeV anstelle von ungefähr 120 kV Röntgenenergie zur
anfänglichen Lokalisierung und weiteren 6 oder 18 MeV während der
Behandlung. Nebenübertragungen zwischen Kristallen können durch
Faltungsfunktionen entfaltet werden. Die Kontrastempfindlichkeit des Bildes mit dem
Fächer-Röntgenstrahl wird besser sein als jene, die mit einem
konventionellen Vollfeld-Röntgenstrahl erzielbar ist, da die
Compton-Streuphotonen, die durch den fächerförmigen Röntgenstrahl in dem Patienten erzeugt
werden, größtenteils den Detektor verpassen werden. Das digitale Format
der Echtzeit-Bilddaten erleichtert ferner die computergestützte
Bildverstärkung und ein Echtzeitvergleich mit den anatomischen Umrißlinien des
Patienten vom Behandlungsplan. Der Detektor kann seitlich um 0,25 cm mit
ungefähr 4 Schwingungen pro Sekunde oszillieren, um überlagerte Bildpixel
für eine größere laterale räumliche Auflösung zu liefern.
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Das Ausgangssignal jeder Fotodiode 126 wird gemäß Fig. 120 über einen
Analog-Multiplexer 136 einem FET-Verstärker 138, einem Integrierer 140
einer Abtast-Halteschaltung 142, einem Analog-Verstärker 144, an einen
Analog-/Digital-Wandler 146 und schließlich an einen Computerspeicher 148
abgegeben. Der Multiplexer fragt jeden der 128 Integrierer einmal je 1/30
Sek. ab, wobei er durch die Takt- und Zeitsteuerung 150 und die Steuer-/Regellogik 152
getaktet wird. Die detektierten Amplituden, die in dem
Speicher 148 gespeichert worden sind, werden benutzt, um die Intensität
eines Bildschirm-Strahls zu modulieren, wenn er abtastet und ein TV-
Rasterbild aufbaut, und um das Bild eines Monitors 154 aufzufrischen.
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In einem Ausführungsbeispiel der Erfindung sind auf jeden von zwei
Tragrahmen 40 Blätter mit einer Anstellung von 1 cm (bei SAD) montiert.
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Die Enden der Blätter sind mit dem maximalen Radius gekrümmt ausgebildet,
der die Enden über die gesamte Bewegungsbreite der Blätter tangential zu
Strahlen der Röntgenquelle hält. Die Krümmung der Blattenden ist in der
FächerStrahl-Betriebsart nicht erforderlich, aber sehr wohl in der
Standard-Betriebsart, bei der die Backen ein weites Feld definieren. Das
Verfahren zur Auswahl eines bestimmten Designs ist in den Fig. 21 - 22
dargestellt. Es werden zwei unterschiedliche Feldbreiten betrachtet, 40
cm (SAD) und 20 cm (SAD). Drei Geometrien werden für jede Feldbreite
betrachtet, und zwar mit geraden Enden wie bei A und D, mit abgestuften
Enden wie bei B und E, und mit gekrümmten Enden wie bei C und F. Die
Durchlässigkeit der Blätter ist weniger als 5%. In Fig. 21 sind
Strahlen dargestellt, um zu zeigen, wie Strahlen bei verschiedenen
Ausfahrstufen der gekrümmten Enden tangieren. Strahl "a" zeigt die Situation, in
der das Blatt aus der Mittel ebene zurückgezogen ist; der Strahl ist im
unteren Teil des Blattes tangential. Strahl "b" ist für ein Blatt in der
Mittel ebene dargestellt; dieser Strahl ist zur Mitte des Blattes
tangential. Strahl "c" zeigt die Situation, in der das Blatt über die
Mittelebene hinaus ausgefahren ist; der Strahl ist zu dem Bereich des Blattes
tangential, der sich näher an der Spitze des Blattes befindet. Die
Graphen in Fig. 22 zeigen berechnete Abklingkurven von Strahlung in der
Nähe des Blattrandes für die sechs verschiedenen Fälle A-F. Die Fälle A
und D, gerade Enden, verwischen die Strahlung in der Nähe der Blattränder
wegen weiterer Strahlung, die über die scharfen Ecken eindringt. Die
Fälle B und E, abgestufte Enden, sind besser. Die Fälle C und F zeigen
ungefähr eine optimale Krümmung bei 12,5 cm Radius für ein 40 cm-Feld und
bei 25 cm Radius für ein 20 cm-Feld mit einem akzeptablen Abklingen in
beiden Fällen, da dort wesentlich größere Beiträge zum
Gesamt-Halbschatten auftreten, wie z. B. aufgrund der Streustrahlung in dem Patienten.
Bei zusätzlichem Informationsbedarf hinsichtlich der Berechnungsmethoden
vergleiche: Mohan u. a., "Use of Fast Fourier Transforms in Calculating
Dose Distributions for Irregularly Shaped Fields for Three Dimensional
Treatment Planning," Med. Phys. 14(1), Seiten 70-77, 1987.
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Die Fig. 23 bis 28 zeigen die mechanische Anordnung des
Mehrblattkollimatorsystems. Die Blätter 156 und ihre Antriebssysteme 158 sind auf
Tragrahmen 160 montiert, welche durch Motoren 162 und Gewindeschäfte 164
angetrieben werden. Die Blätter dieses Ausführungsbeispiels, gemäß den
Fig. 26-27, sind geringfügig dicker am unteren Rand als oben, um
ihre Seiten parallel zu den Röntgenstrahlen auszurichten. Eine Abstufung
in der Mitte der Seiten dient der Abschirmung von Strahlung in dem
Zwischenraum zwischen den Blättern. Die Blattenden sind abgerundet.
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Beim normalen Mehrblatt-Betrieb werden die Tragrahmen 160 synchronisiert
mit den Kollimatorbacken 166 angetrieben und die Blätter 156 sind
individuell motorgetrieben, um in das rechteckige Feld hineinzuragen und
unregelmäßige Felder zu produzieren. In der Betriebsart mit einem
Fächerstrahl wird ein Tragrahmen 160 a derart angetrieben, daß der zugehörige
Satz Blätter 156 dicht an dem Fächerstrahl positioniert wird, und die
Blätter 156 werden individuell in den Fächerstrahl hineinbewegt, um
einzelne Strahlungs-Pixelteile teilweise oder vollständig zu blockieren.
Der zweite Tragrahmen 160 b ist vollständig zurückgezogen und seine
Mehrblattkollimator-Blätter 156 werden individuell angetrieben, um jeden
angeschlossenen Kompensationsfinger 92 zu positionieren.
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An jedem Blatt 156 des zweiten Blattsatzes des Mehrblattsystems gemäß den
Fig. 23-24 ist ein Kompensationsfinger 92 befestigt. Jeder Wolfram-
Kompensationsfinger 92 ist etwa 12,7 cm lang, 0,57 cm breit (sich in
Richtung auf die Röntgenquelle verjüngend) und etwa 0,9 cm hoch, sich von
0,9 cm bis 0,05 cm in 13 Stufen mit je 0,75 cm verjüngend. Das Gewicht
jedes Fingers mit seiner Befestigungsstufe beträgt ungefähr 0,1 kg; das
Gewicht von 40 Kompensationsfingern 4 kg (8,8 Pfund). Der
Kompensationsfinger 92 ist auf eine T-förmige Stange 94 am unteren Ende des Blattes
156
geschoben und wird durch Arretierungen 102 entweder in einer Ruhe-
oder in einer Betriebsstellung gehalten. Die Form des
Kompensationsfingers ist abgestuft oder anderweitig profiliert, um einen zusätzlichen
Dämpfungsschritt für jeden Intervall schritt des Einfügens in den
Fächerstrahl zu erzeugen. Die Einfügung in den Fächerstrahl wird durch den
Antrieb des entsprechenden Blattes des Mehrblattkollimators erreicht. Die
Kompensationsfinger werden zur manuellen Benutzung durch den Bediener vor
der Behandlung ausgefahren, oder aber zur vollen Mehrblattkollimator-
Benutzung zurückgezogen. Nicht betrachtet wird eine vermischte Benutzung
beider Betriebsarten in einer Behandlung, d. h. volle
Mehrblattkollimator-Benutzung und Kompensationsfinger. Sollte es wünschenswert sein,
diese beiden Betriebsarten zu mischen, könnten Magneten hinzugefügt
werden, um die Kompensationsfinger zurückzuziehen oder auszufahren. Bspw.
kann die Strahlungs-Durchlässigkeit in Schritten von 4% einer offenen
Felddosisleistung für jede 0,75 cm Einfügung gemindert werden, bei einer
Entfernung von der Röntgenquelle, bei der der Fächer-Röntgenstrahl
weniger als 0,6 cm dick ist, wodurch die Durchlässigkeit von 100% auf 50%
in 13 Schritten je 4% über 9,75 cm Einfügung in das Feld gesenkt wird.
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Eine Tiefe von 15 cm fehlenden Gewebes fordert ungefähr 50% Reduktion
der Dosisleistung in diesem Feldbereich, was ein Maximum von ungefähr 0,9
cm Dicke von Wolfram in der Kompensationsvorrichtung fordert. Die
dynamische Kompensationsvorrichtung kann auch als hervorragender Keilfilter
dienen, mit einer Keilneigung in jeder Richtung relativ zur abgetasteten
Feldform mit einer präziseren Anpassung der Filter- und
Gewebe-Topographie. Bei einer konventionellen Therapie wird selten ein 60' - Keil
gefordert (eine seltene Verwendung tritt bei zwei kleinen Feldern 601
auseinander auf, zur Behandlung eines flachen Kopftumors). Es konnten
folgende dokumentierte Verwendungen typischer Keilfilter ermittelt
werden: 47% kein Keilfilter; 24% 15'; 24% 30'; 5% 45'; ungefähr 0%
600. Ein 15 cm breiter 450 -Keilfilter sollte eine relative Dämpfung von
einer Seite des Feldes zur anderen entsprechen, einer Dicke nicht
vorhandenen Gewebes von 15 cm. Ein 60' - Keil-Feld ist mit der gleichen
maximalen Dicke desselben Materials über eine Feldbreite von 8 cm erzielbar.
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Die Fig. 29-31 illustrieren die Verwendung des Fächer-Röntgenstrahls
mit Mehrblattkollimator-Blättern zur Definition von inneren und äußeren
Rändern des Strahlungsfeldes, in diesem Fall zum Schutze der Lungen und
des Kehlkopfes und mit Kompensationsfingern zum Ausgleich der
Tiefenänderungen von der Patienten-Oberfläche zur Mittel ebene. Mit
gegenüberliegender Strahlung (Apparatur bei 01 und bei 1801) wird eine
einheitliche Dosis an der Mittel ebene des Patienten erzeugt. Fig. 30 ist ein
Diagramm einer Längs-Darstellung eines Patienten im Bereich vom Brustkorb
bis zum Kinn unter Darstellung derjenigen Bereiche, in welchen ein
Ausgleich stattfinden sollte, wobei die Kompensationsbeträge proportional
zur Entfernung der horizontalen Bezugsebene zur Körperoberfläche sind.
Fig. 31 ist ein dazugehöriger Schnitt durch die Brusthöhle unter
Darstellung der benötigten Kompensationsmengen und die Anordnung der Lungen.
Fig. 29 zeigt einen Behandlungsplan für die Lymphknoten im Hals und der
oberen Brust. Jedes Quadrat des Grids stellt ein Strahlungspixel dar.
Seitenabwärts wird das Grid durch Bewegung des Behandlungstisches durch
den Fächerstrahl erzeugt. In Seitenquerrichtung wird das Grid durch die
Mehrblattkollimator-Blätter gebildet. Der kreuzschraffierte Bereich ist
der zu behandelnde. Es ist gewünscht, die Strahlung vollständig von den
Lungen und dem Kehlkopf abzuhalten. Diese Bereiche sind in weiß
dargestellt; über den Lungen und dem Kehlkopf würden Blätter eingefügt werden,
wenn der Fächerstrahl sich über diesen befindet. Im restlichen
kreuzschraffierten Bereich werden die Kompensationsfinger dazu benutzt, die
Dosis an jeden Strahlungspixel anzupassen.
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Zusammenfassend sollte ein 13stufiger Kompensationsfinger mit einer
maximalen Dicke von 0,9 cm (0,35 Inch) aus Wolfram sowohl für einen
dynamischen Ausgleich als auch für Keilfilterungen angemessen sein, in
jeder Richtung ohne Drehung bei Winkeln bis zu 301 für ein 25 cm-Feld,
bis zu 45' für ein 15 cm-Feld, bis zu 60' für ein 18 cm-Feld. Ein
angemessenes Profil von Stufenstärken (Dicken) ist nachstehend aufgeführt,
unter der Annahme eines linearen Dämpfungskoeffizienten für Wolfram von
1/12,17 mm bei 6 MeV und 1/13,46 mm bei 18 MeV.
Stufe Wolfram-Dicke (mm) 6 MeV Röntgen-Durchlässigkeit
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Die Dicke des fächerförmigen Röntgenstrahls kann präzise auf 1 cm oder
0,5 cm eingestellt werden, indem der untere Satz von Kollimatorbacken auf
Unterlegscheiben gesetzt wird, welche außerhalb der 40 cm (SAD) Ränder
des Fächers in ihre Position gekippt werden, wenn in die
Fächer-Betriebsart umgeschaltet wird. Das vermeidet Änderungen bei der Öffnung der
Backen aufgrund ihres Gewichts, wenn die Apparatur gedreht wird. Das ist
wichtig zur Beibehaltung einer konstanten Dosisleistung als eine
Grundlage, von der aus Veränderungen mit den Kompensationsfingern vorgenommen
werden können.
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Der Behandlungstisch kann in Längsrichtung in 1 cm-Schritten abgestuft
bewegt werden, wobei der Strahl für 0,1 Sekunden während jedem 1 cm-
Bewegungsschritt bei 10 cm pro Sekunde ausgeschaltet und nach einer
Sekunde Ruhepause bei jedem Schritt wieder eingeschaltet wird, bei einem
1 cm dicken Fächerstrahl, und entsprechend für 0,5 cm-Schritte und einem
Fächerstrahl. An dem Behandlungstisch kann eine Ratsche oder Sperrklinke
angebracht sein, um diese Schritte präzise ausführen zu können. Die
Einstellung der Mehrblattkollimator-Blätter bei jedem Schritt des
Behandlungstisches, einschließlich derer an den Enden des Feldes, wird die
longitudinalen Grenzen der bestrahlten Region definieren. 10 cm/Sekunde
Geschwindigkeit entspricht etwa 0,2 Meilen/Stunde, so daß Vibrationen
des Patienten minimial sein können und ein Komfort für den Patienten
erzielbar ist. Jedoch bringt das Unterdosierungs-Bereiche an Stellen
geringer Tiefe und Überdosis-Bereiche an Stellen großer Tiefe in den
longitudinalen 1 cm-Intervallen in dem stufenweise abgetasteten Feld mit
sich. Diese Dosis-Veränderungen neigen dazu, sich mit entgegengesetzt
gerichteten Strahlen aufzuheben (bspw. 2, 4 oder 6 Felder bei 180', 901
oder 60'), allerdings nicht so gut mit nicht-entgegengesetzten Strahlen.
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Der Behandlungstisch kann kontinuierlich mit einer konstanten
6eschwindigkeit (1 cm/Sekunde) longitudinal bewegt werden, wodurch die
iongitudinalen Dosisveränderungen eliminiert werden. Dabei kann der Halbschatten
an den Längsrändern an einem Ende bestrahlter Bereiche durch Öffnen
(Zurückziehen) des ersten Satzes entsprechender Mehrblattkollimator-
Blätter mit 1 cm/Sekunde (SAD) zu Beginn jedes Bestrahlungsbereichs
minimiert werden. In ähnlicher Weise werden diese Mehrblattkollimator-
Blätter bei der rücklaufenden Abtastung mit 1 cm/Sekunde am Ende eines
jeden Bestrahlungsbereichs geschlossen (eingefügt). Diese entgegengesetzt
wirkenden Bewegungen plazieren den longitudinalen Rand des
Bestrahlungsbereichs entsprechend der Anatomie des Patienten an diesem einen Ende. An
dem anderen Ende bestrahlter Bereiche wird der resultierende Halbschatten
(80% 20% Dosis) von etwa 7 mm bis 12 mm vergrößert sein. Wo an den
gegenüberliegenden Enden von Bestrahlungsbereichen ebenfalls ein kleiner
longitudinaler Halbschatten wichtig ist, kann durch die unteren
Kollimatorbacken ein 0,5 cm-Fächer-Röntgenstrahl gebildet werden, sogar für
Felder, die länger sind als 20 cm, zumindest aber in solchen Bereichen.
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Für den Fall, daß der Behandlungstisch in Längsrichtung (longitudinal)
abgestuft gefahren wird, sollte die Geschwindigkeit der
Mehrblattkollimator-Blätter etwa 10 cm/Sekunde bei SAD betragen, um in der
Ausschaltzeit von 0,1 Sekunden, in welcher der Behandlungstisch einen Schritt
bewegt wird, die Blätter vollständig in den fächerförmigen Röntgenstrahl
hineinzubewegen oder aus ihm heraus. Ebenso sollten die
Kompensationsfinger in der Lage sein, in dieser Ausschaltzeit von 0,1 Sekunden einen
longitudinalen 0,75 cm-Schritt eines 4%-Dosis-Intervallschritts
auszuführen. Folglich sollte ein Satz Mehrblattkollimator-Blätter in der Lage
sein, sich mit 10 cm/Sekunde in Schritten von 1 cm pro Zeit zu bewegen,
und der andere Satz Mehrblattkollimator-Blätter mit Kompensationsfingern
mit 7,5 cm/Sekunde in Schritten von 0,7 cm/Zeit, alles bei SAD. Für
den Fall, daß die Behandlungstische sich kontinuierlich bewegen, kann der
Röntgenstrahl anbleiben und die Mehrblattkollimator-Blätter mit oder
ohne Kompensationsfingern, können sich langsamer bewegen, bspw. mit 3 cm
/ Sekunde bei SAD.
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Fig. 32 zeigt ein Blockschaltbild eines elektronischen Systems für den
Antrieb von: 1) der Mehrblattkollimator-Tragrahmen; 2) des ersten Satzes
Mehrblattkollimator-Blätter zum Formen innerer und äußerer Feldränder; 3)
des zweiten Satzes Mehrblattkollimator-Blätter mit angeschlossenen
Kompensationsfingern, die die Strahlungsintensitätsverteilung innerhalb des
Feldes steuern.
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Es ist ein unabhängiges Steuerglied für jeden Motor 158 oder 162
vorgesehen. Jeder Strompuls an dem Steuerglied veranlaßt den Motor
ausreichend
zu drehen, um seine entsprechende
Mehrblattkollimator-Blattposition um eine 1 mm-Stufe (SAD) zunehmen zu lassen, und zwar durch
Drehung seiner Leitspindel für eine Umdrehung. Ein positiver Strompuls
verursacht eine positive Drehung der Leitspindel; ein negativer Strompuls
negative Drehung. Ein Zähler vermehrt oder vermindert seinen
Gesamtzählwert um einen Zählwert für jede positive und negative Umdrehung der
Leitspindel und gibt einen entsprechenden Triggerpuls an die
Steuereinheit zurück, um diesen Antriebspuls zu beenden. Ein Komparator in dem
Steuerglied triggert weiterhin positive oder negative
Antriebs-Stromausgangspulse an den Motor, bis der Zählwert vom Leitspindel-Zähler und der
Positionswert vom Behandlungsplan für das entsprechende Strahlungspixel
des Behandlungsfeldes gleich sind.
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Die Position der Mehrblattkollimator-Blätter und der Kompensatorfinger
werden unabhängig voneinander durch eine TV-Kamera 168 bestätigt, welche
auf jedem Blatt und jedem Finger mittels Linsen 170 und einem
entsprechend, in dem Strahlungskopf positionierten Spiegel 172 Index-Marken
erkennt, wie bspw. in Fig. 24 dargestellt.
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Der Behandlungsplan wird in einem Computer-RAM gespeichert. Bspw. werden
für jedes Feld die folgenden Parameterwerte gespeichert (Kollimatorwinkel
und Behandlungstischwinkel und Mehrblattkollimator-Tragrahmen-Positionen
werden auf Standardwerte gesetzt):
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Apparaturwinkel (ausgewählter fester Wert)
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Untere Backen. Symmetr. Öffnung (0,5 oder 1 cm SAD)
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Dosisüberwachungseinheiten/Sek. (ausgewählter fester Wert)
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Longitudinale Grenzen der
Oberfläche des Behandlungstisches (Start/Stop)
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Longitudinale Geschwindigkeit der
Oberfläche des Behandlungstisches (ausgewählter fester Wert)
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Vertikale Position der Oberfläche
des Behandlungstisches (ausgewählter fester Wert)
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Laterale Position der Oberfläche
des Behandlungstisches (ausgewählter fester Wert)
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Für jede von N longitudinalen Positionen der Oberfläche des
Behandlungstisches:
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Schrittposition von jedem der 40 Mehrblatt-Kollimator-Blätter
(ausgefahren/halb/eingefahren), und
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Schrittposition von jedem der 40 Kompensationsfinger (0, 1, . . . ,12, 13).
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N kann bspw. 40 beabstandete longitudinale Positionen der Oberfläche des
Behandlungstisches in 1 cm-Intervallen über ein 40 cm langes Feld sein.
Die Oberfläche des Behandlungstisches bewegt sich kontinuierlich mit
konstanter Geschwindigkeit und an jeder der N Positionen werden die
entsprechenden Werte für die Kompensatorfinger und die
Mehrblattkollimator-Blätter an die Komparatoren in ihren Antriebsmotor-Steuergliedern
gesendet.
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Die inneren und äußeren Grenzen des Behandlungsfeldes vom Behandlungsplan
und von der TV-Kamera werden in zwei Farben auf einem Speicherbildschirm
für jeden longitudinalen Zentimeter Feldlänge dargestellt. Jede Differenz
zwischen den beiden Darstellungen über zwei Millimeter steuert einen
Unterbrecher an, welcher dazu verwendet werden kann, die Abstrahlung zu
unterbrechen.
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Zusätzlich zur dynamisch kompensierten Fächer-Röntgen-Strahl -Betriebsart
wird die Betriebsart mit unregelmäßigen Feldern und
Mehrblatt-Röntgenstrahl beibehalten, desweiteren die konventionelle schatten-blockierte
Rechteck-Röntgenfeld-Betriebsart, und die konventionelle
Elektronentherapie-Betriebsart.
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In der Elektronen-Betriebsart bei einer typischen maximalen Nennleistung
von 500 cGy pro Minute beträgt der durchschnittliche Elektronenstrom bei
SAD ungefähr 4,6 x 10.11 Ampere pro cm², 3·10-8 Ampere in einem 25·25
cm-Elektronenfeld. Der durchschnittliche Elektronenstrom an den
Elektronen-Streustreifen ist ungefähr 5mal höher, oder 1,5 x 10- Ampere. Ein
Detektor mit einer Abtastleistung von 3·10&supmin;&sup7; Ampere Durchschnittstrom
mit einer Präzision von 1·10&supmin;&sup7; Ampere, der innerhalb einer Zwischenzeit
einen Unterbrecher betätigt, um den Klystron-Modulator-Träger bei diesem
Wert zu stoppen, wird den Patienten davor bewahren, eine
Elektronendosisleistung von mehr als ungefähr dem Doppelten der maximal vorgesehenen
Leistung zu erhalten, vorausgesetzt daß die Elektronen-Streustreifen
intakt sind. Da der durchschnittliche Elektronenstrom am Röntgen-Target
in der Fächer-Röntgenstrahl-Betriebsart mit 3000 cGy/Minute ungefähr 4·10&supmin;&sup4;
Ampere bei 6 MeV beträgt, wird er bei Erreichen des Patienten eine
Dosisleistung von 1,1·10&sup4; cGy Sekunde liefern. Somit ist ein solcher
Sensor bzw. ein derartiger Unterbrecher zum Schutz des Patienten für den
unwahrscheinlichen Fall gefordert, daß der Röntgenbeschleuniger läuft und
das Röntgen-Target zurückgezogen ist, der Elektronen-Streuer sich in dem
Strahl befindet, anstelle des Röntgen-Strahl-Abflachungsfilters, und daß
ein Fehler der Ionisationskammer auftritt, in dem diese nicht ihren
Unterbrecher betätigt, um eine Abstrahlung innerhalb einer Größenordnung
von 0,01 Sekunde zu beenden.
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Bei 3·10&supmin;&sup7; Ampere Durchschnittsstrom und einem Strahlabtastverhältnis
von 0,05 beträgt der Pulsstrom am Elektronenfenster 0,6 Milliampere. Ein
Puls-Ringkern kann bei einer Last von 100 Ohm einen 60 Millivolt-Puls
erzeugen. Eine Veränderung von 0,1 Millivolt des Pulsstroms wird
verläßlich (99% Vertrauenslevel) mit einem Rausch-Level von 3 Millivolt
detektierbar sein.
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Bess u. a. beschreiben einen Ringkern-Monitor für einen
Ringkernbeschleuniger-Strahlstrom der eine Pulsstrom-Empfindlichkeit von 0,5 Milliampere
hatte (vgl.: Bess u. a., 1959, "External Beam Current Monitor For Linear
Accelerators", Rev. Sci. Inst., 30 Seiten 985-988.). Bess stellt fest,
daß diese Empfindlichkeit bis zu 0,05 Milliampere erhöht werden kann. Der
Bildschirm enthält eine Kalibrierschleife, um den Linearbeschleuniger-
Strahlstrom zu simulieren. Menke beschreibt einen Ringkern-Strahlstrom-
Bildschirm mit einer Pulsstromempfindlichkeit von 0,02 Milliampere und
einem Rauschpegel von 2 Millivolt (vgl. Menke, 1969, "Beam Monitoring at
the NBS Tran. on Nuclear Science, NS-16, £3, Seiten 921-922.). In
beiden Fällen war der Durchmesser der Ringkernöffnung etwa 5 cm, der
Kernquerschnitt ungefähr 5 cm² und die Strahlstrom-Bandbreite 100 : 1.
Als ein Sensor für eine Stromunterbrechung gemäß der vorliegenden
Erfindung ist nur eine Linearität bis zu einigen wenigen Milliampere Puls-
Strahlstrom gewünscht, so daß ein wesentlich kleinerer Kernquerschnitt
verwendet werden kann.
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Die Fig. 33 und 38 zeigen einen kompakten Ringkern 174, der hinter dem
Elektronenfenster angeordnet ist. Der Querschnitt des Ferritkerns beträgt
ungefähr 1 cm², mit einer Kalibrierspüle mit einer einzigen Windung und
mit einer Sensorspule mit 30 Windungen aus isoliertem Draht. Der Ringkern
174 ist gegen die niederfrequenten externen Magnetfelder durch mu-Metall
geschirmt und gegen die hochfrequenten Magnetfelder durch eine Kupfer-
Ummantelung, die beide geschlitzt sind, um ein Eindringen des Puls-
Elektronenstrom-Magnetfeldes zu ermöglichen. Der Ausgang des
Sensorsignals wird über ein dreifaches Koax-Kabel einem Verstärker zugeführt.
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Der Elektronenstreuer verbreitet den Elektronenstrom in einer Keule mit
einem Querschnitt, der typischerweise wesentlich kleiner ist, als die
Dosisleistungselektroden der Ionisationskammer. Bei einer Fehlfunktion
des Elektronenstreuers kollablert die Keule zu einem noch kleineren
Durchmesser, was einen Anstieg der Dosisleistung in einem kleineren
Bereich in dem Patienten mit einem Faktor der Größenordnung 20 bei
einigen Energien zur Folge hat. Jedoch wird die Ionisationskammer weniger
als die gewöhnliche Gesamtladung aufzeichnen, aufgrund der
Ionisationskonzentration und einer nachfolgenden Rekombination. Das wird zu einer
Beendigung der Abstrahlung durch die Unterdosis-Unterbrechung führen,
allerdings erst nach einem Verzug von etwa 9 Sekunden, der konventionell
benutzt wird, um eine Stabilisierung der Beschleuniger-Dosisleistung zu
ermöglichen. Der Bediener kann die Abstrahlung einige Male (bspw. 5mal)
wieder starten. Bei einer geplanten Dosisleistung von 500 cGy/Minute,
allerdings mit einem tatsächlich 20 Mal höheren Wert für 9·5 = 45
Sekunden, wird der Patient eine unbeabsichtigte lokale Dosis von 7500 cGy
erhalten. Um eine derartige Überdosis aufgrund eines kollabierten Strahls
wegen der Fehlfunktion des Elektronenstreuers zu vermeiden, kann ein
Doppel-Folien-Elektronenstreuer unter Druck stehen oder evakuiert sein,
wie in den Fig. 34-37 gezeigt, so daß eine folien-Fehlfunktion eine
Unterbrechung eines Lichtstrahls zu einem Unterbrecher zur Folge hat,
welcher den Klystron-Modulator-Träger abschaltet.
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Der unter Druck stehende und gesperrte Doppel-Folien-Elektronenstreuer
ist in den Fig. 34 und 35 dargestellt. Eine reflektierende Oberfläche
200 ist in dem Flansch 202 ausgebildet. Eine Lichtquelle beleuchtet die
reflektierende Oberfläche 200 durch eine Faseroptik 204. Die
Lichtreflektion wird durch eine Faseroptik 206 an einen (nicht dargestellten)
Detektor weitergeleitet. Eine erste Folie 208 ist auf dem Flansch 202
befestigt. Eine zweite Folie 210 mit einem Knopf 212 ist auf dem
Folienhalter 214 befestigt. Eine Feder 216 und ein Balg 218 sind zwischen dem
Flansch 202 und einer Lippe 220 auf dem Folienhalter 214 angeordnet. Der
Streuer ist durch einen Abquetscher 222 mit unter Druck stehendem Gas
gefüllt. Wenn eine Folie zerreißt, wird der Lichtstrahldetektor den
reflektierten Strahl wegen der Druckentlastung des Streuers und der
Kollabierung des Flansches 202, der die reflektierende Oberfläche 200
bewegt, nicht mehr detektieren.
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Die Fig. 36 und 37 zeigen einen sehr ähnlichen gesperrten, aber
evakuierten Doppel-Folien-Elektronenstreuer. Der Unterschied beim
evakuierten Streuer besteht in der Anordnung der Feder 216 und dem Balg 218.
Hier wird ein Zerreißen der Folie die Feder 216 veranlassen, den Flansch
202 aus seiner Position herauszubewegen, wobei der Lichtstrahl
unterbrochen wird.
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Da der Mehrblattkollimator in dem Bereich angeordnet ist, der
normalerweise durch die Befestigung eines Keilfilters besetzt ist, gerade
unterhalb der unteren Kollimatorbacken, ist es wünschenswert, den
Keilfilter erneut zu positionieren. Das manuelle Einfügen eines konventionellen
Keilfilters ist zeitaufwendig, so daß es wünschenswert ist, das Einfügen
zu automatisieren. In solchen Geräten, in denen nur ein Satz
Kollimatorbacken unabhängig angetrieben werden können, ist es wünschenswert, den
Keilfilter-Winkel fernbedient umzukehren, z. B. für Anwendungen wie eine
tangentiale Brustbehandlung mit entgegengesetzt gegeneinander versetzten
Keilfeldern.
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Der Keilfilter kann physisch ziemlich klein sein, wenn er auf der
Quellenseite der Kollimatorbacken angeordnet werden kann. Die Fig. 38 bis
40 zeigen eine Anordnung, in der zwei kleine automatisch einfügbare
Träger 224, 226 auf der Höhe des Lichtfeldspiegels 172 zwischen den
oberen Kollimatorbacken 230 und der Ionisationskammer 232 angeordnet
sind. Der Röntgenstrahl wird von dem Target 234 ausgesandt, verläuft
durch das Elektronenfenster 236, danach durch das Karussell 238, das den
Röntgenstrahl-Abflachungsfilter und die Elektronenstreuer hält, und dann
durch die Ionisationskammer 232. Die unteren Backen 240 sind rechtwinklig
zu den oberen Backen 230 angeordnet, die beweglich auf einer
Antriebsvorrichtung 231 angeordnet sind. Ein Paar Keilfilter 242, 244 ist auf den
Träger 224 bzw. 226 montiert. Die Träger 224, 226 gleiten auf
Trägerstangen 246, 248 und werden durch Leitspindeln 250, 252 angetrieben,
welche mit Elektromotoren 254 gekoppelt sind. Eine Bleiabschirmung 256
umgibt die Vorrichtung.
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Ein 45'-Keilfilter für 20 cm Feldbreite in der gekeilten Richtung, 35 cm
in senkrechter Richtung kann auf jeden dieser Träger montiert werden,
wobei die beiden Keilfilter entgegengesetzte Winkel aufweisen. Die Dicke
der Keilfilter beträgt 1,6 cm Wolfram. Jeder Träger kann vollständig aus
einem 40·40 cm -Feld-Strahl zurückgezogen werden. Ein Träger kann für
gekeilte Felder versetzt zur Strahlachse in einer Richtung eingefügt
werden, der andere Träger für Felder versetzt in der entgegengesetzten
Richtung. Für Keilwinkel unter 45' werden zwei Aufnahmen pro Feld
gemacht, eine mit zurückgezogenem Keilfilter. In den seltenen Fällen in
denen ein Keilwinkel größer 45' erforderlich ist da die feldbreite in
solchen Fällen gering ist, kann ein 1,6 cm dicker Wolfram-Keil von 60' in
einen der Träger eingefügt werden. Konventionelle kundenspezielle
Kompensatoren (die allerdings auch einen Aufbau aus kleinen Wolfram-Blöcken
genau ausgewählter Höhe enthalten) können auf einen der Träger anstelle
eines Keilfilters montiert werden.
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Zwei Miniatur-Permanentmagnet-Gleichstrom-Motoren 254 werden zum Ein- und
Ausfahren der Träger 224, 226 über flexible Kabelantriebe verwendet.
Optische Unterbrechungen bestätigen die eingefügten und zurückgezogenen
linearen Grenzen jedes Trägers.