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Technisches
Gebiet der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein Strahlungssysteme und insbesondere
solche Systeme, die eine diagnostische Bildgabefunktion enthalten.
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Allgemeiner
Stand der Technik
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Während der
vergangenen Jahrzehnte haben beachtliche Entwicklungen auf dem Gebiet
der Strahlungstherapie stattgefunden. Die Leistung von äußeren Richtstrahlbestrahlungstherapiebeschleunigern,
Brachytherapie- und anderen spezialisierten Strahlungstherapiegeräten ist
zügig verbessert
worden. Zu den Entwicklungen in den Bereichen der Qualität und Anpassungsfähigkeit
von Strahlen gehören
neue Ziele und Filter, verbesserte Beschleuniger, erhöhte Flexibilität bei der
Strahlformung durch neue Applikatoren, Kollimator- und Abtastsysteme und
Strahlkompensationstechniken, und verbesserte dosimetrische und
geometrische Behandlungsverifizierungsverfahren wurden eingeführt.
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Außerdem wurden
eine Anzahl leistungsfähiger
dreidimensionaler diagnostischer Techniken entwickelt, die von Computertomografie
(CT) über
Positron- und Einphotonenemissions-Computertomografie (PET und SPECT)
bis zu Ultraschall- und Magnetresonanz-Bildgabe und -Spektroskopie
(MRI und MRS) reichen. Gleichermaßen von Bedeutung ist das vermehrte
Wissen über
die biologischen Auswirkungen der fraktionierten gleichförmigen und nicht-gleichförmigen Dosisverabreichung
an Tumoren und normale Gewebe und neue Untersuchungstechniken, einschließlich der
Bestimmung effektiver Zellverdoppelungszeiten und individueller
Gewebeempfindlichkeiten, wodurch die Dosisverabreichung an Tumoren
von komplexer Gestalt und in fortgeschrittenen Stadien optimiert
werden kann.
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Jedoch
war eines der schwächsten
Glieder in dieser Entwicklung der Strahlungs- oder strahlungstherapeutischen
Behandlung immer die Abgabe der richtigen Dosis an das Zielvolumen,
einschließlich
Tumorgeweben, in einem Patienten. Um eine akkurate Dosisverabreichung
zu garantieren, werden detaillierte anatomische Informationen zum
Tumor, den umgebenden Geweben, den Organen und den Knochenstrukturen
benötigt.
Anhand dieser Informationen wird das Zielvolumen mit dem Tumor im
Körper
des Patienten in Bezug auf einige Referenzpunkte oder -strukturen
definiert, zum Beispiel benachbarte Knochen oder standardmäßige anatomische
Bezugspunkte, die in der Strahlungstherapie verwendet werden. Während der
Behandlung in einem Strahlungstherapiegerät wird das Zielvolumen dann
auf der Grundlage dieser zugeordneten Bezugspunkte relativ zu der
Behandlungsstrahlungsquelle ausgerichtet. Oder anders ausgedrückt: Es
erfolgt eine indirekte Ausrichtung des Zielvolumens, weil die Position
der Bezugspunkte und nicht das eigentliche Zielvolumen verwendet
wird. Das Zielvolumen mit dem Tumor ist jedoch eine Fluidstruktur,
und seine Position relativ zu den Bezugspunkten ist nicht starr,
sondern kann sich zum Beispiel in Abhängigkeit von der Haltung des
Patienten, dem Füllungsgrad
der Blase, Atmungsbewegungen usw. verändern. Darum kann es passieren,
dass das Zielvolumen falsch ausgerichtet ist, auch wenn die Bezugspunkte
in Bezug auf die Behandlungsstrahlungsquelle korrekt ausgerichtet
sind.
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Darüber hinaus
können
sich während
des Behandlungsverfahrens infolge von Gewichtsverlust, Änderungen
beim Füllungs-grad
der Blase und Änderungen
der Tumorgröße, die
durch die bereits verabreichten Strahlungsdosen verursacht werden,
die räumliche
Beziehung zwischen dem Zielvolumen und den Bezugspunkten sowie die
Gestalt und Größe des Tumors ändern. Somit
kann die erhaltene Dosis in dem Zielvolumen bei einer anschließenden Behandlungssitzung
von einer idealen oder erwarteten Dosis abweichen. In einigen Extremfällen kann
die Strahlungsdosis sogar ganz oder teilweise das Zielvolumen verfehlen
und stattdessen benachbarte Gewebe und Organe treffen. Dadurch wird
nicht nur die Behandlung wirkungslos, sondern es kann sogar gesundes
Gewebe des Patienten geschädigt
werden.
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Heute
müssen
diagnostische Bildgabegeräte zwischen
verschiedenen Behandlungssitzungen verwendet werden, um die Dosisverabreichung
zu beurteilen und Änderungen
der Tumorgröße und -position zu
erkennen. Dies ist jedoch eine ineffektive und teure Lösung, da
der Patient dann zwischen verschiedenen Geräten, d. h. den Diagnosegeräten und
dem Behandlungsgerät,
bewegt werden muss. Darüber hinaus
sind die Position und die Körperhaltung
des Patienten in den Geräten
meistens nicht identisch, weshalb sich die Position des Tumors relativ
zu den Bezugspunkten zwischen den Geräten verändert.
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Ein
Verfahren zum Ausrichten eines Patienten für eine Strahlungsbehandlung
in einem Strahlungstherapiegerät,
das eine Computertomografiefunktion enthält, ist in US-Patent Nr. 5,673,300
gezeigt. In einem Rahmen des Strahlungstherapiegerätes sind
eine Röntgenquelle,
die so kollimiert ist, dass sie einen Fächerstrahl erzeugt, und ein
zugehöriger Detektor
angeordnet, um tomografische Abtastungen eines Patienten zu erzeugen.
Der Rahmen umfasst außerdem
eine Behandlungsstrahlungsquelle, die einen Fächerstrahl aus energiereicher
Strahlung an ein Zielvolumen in dem Patienten aussendet, und einen dedizierten
Detektor, der dafür
geeignet ist, den energiereichen Strahl, der den Patienten durchdringt,
zu empfangen. Von einer früheren
tomografischen Patientenabtastung werden Projektionsbilder verwendet, um
ein tomografisches Bild zu rekonstruieren. Diese Bilder werden dann
mit den Projektionsbildern verglichen, die zum Zeitpunkt der Strahlungstherapie
aufgenommen wurden, um eine Reihe von Verschiebungsbewegungen des
Patienten zu bestimmen, die dafür
verwendet werden können,
Bewegungen des Patienten zwischen der ursprünglichen tomografischen Abtastung,
die für
die Behandlungsplanung verwendet wird, und einer oder einer Reihe
von anschließenden
Strahlungsbehandlungssitzungen zu charakterisieren und zu korrigieren.
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Das
Strahlungstherapiegerät
in US-Patent Nr. 5,673,300 teilt und bestrahlt das Zielvolumen in mehreren
Scheiben. Wenn sich der Patient während der eigentlichen Dosisverabreichung
geringfügig
bewegt, so geht ein Großteil
der Strahlungsdosis oder die gesamte Strahlungsdosis an der eigentlichen Scheibe
vorbei. Somit entsteht eine falsche und ineffiziente Strahlungsabgabe,
wobei möglicherweise empfindliche
Gewebe und Organe bestrahlt werden und mehr Schaden als Nutzen entsteht.
Darüber
hinaus bewirkt eine Streuung des Fächerstrahls infolge von Unregelmäßigkeiten
der Kollimation, dass ein Teil der Strahlung den Patienten abseits
der vorgesehenen eigentlichen Scheibe erreicht. Darum erhalten die
bestrahlten Scheiben zu wenig Strahlungsdosen, während umgebende Gewebe und
Organe eine zu hohe Dosis erhalten.
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In
der internationalen Anmeldung WO 01/60236 ist ein Strahlungstherapiesystem
offenbart. Das System enthält
eine Strahlungsquelle, die sich um einen Pfad herum bewegt und einen
Strahl in Richtung eines Objekts richtet, und ein Kegelstrahl-Computertomografie
(CT)-System. Das Kegel-strahl-CT-System enthält eine Röntgenquelle, die einen Röntgenstrahl
in Kegelform in Richtung eines abzubildenden Objekts aussendet,
und eine Flachbildgabevorrichtung aus amorphem Silizium, die Röntgenstrahlen
empfängt,
nachdem sie das Objekt passiert haben, wobei die Bildgabevorrichtung
ein Bild des Objekts erzeugt. Ein Computer ist an die Strahlungsquelle
und das Kegelstrahl-CT-System angeschlossen,
wobei der Computer das Bild des Objekts empfängt und auf der Grundlage des
Bildes ein Signal an die Strahlungsquelle sendet, das den Pfad der
Strahlungsquelle steuert.
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Der
allgemein L- oder C-förmige
Rahmen des Strahlungsther-piesystems in WO 01/60236 ist für eine Drehgeschwindigkeit
gemäß Empfehlungen der
International Electromechani cal Commission (IEC), d. h. etwa 1 Minute
je Umdrehung, ausgelegt. Die Drehlagerung des Systems ist an einem
einzelnen axialen Ende des Körpers
angeordnet, was zusammen mit den hohen Gewichten dazu führen kann, dass
sich die Rahmenarme elastisch verformen, insbesondere im Fall einer
Drehgeschwindigkeit von schneller als 1 Minute je Umdrehung. Somit
kommt es nicht nur zu einer reinen Drehbewegung, sondern auch zu
einer Präzessionsbewegung
des Rahmens, was zu einer Ungenauigkeit bei der Positionierung des
Stra-lungskopfes führt.
Wenn jedoch das Kegelstrahl-CT-System effizient funktionieren soll,
so sind schnellere Drehgeschwindigkeiten als 1 Minute je Umdrehung
erforderlich. Während
der 1-minütigen Umdrehung
kann sich der Patient stark bewegen, wodurch ein ungenaues und falsche
Informationen vermittelndes CT-Bild entsteht.
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WO
00/74779 offenbart ein Strahlungsgerät mit einer stabilen Konstruktion,
wobei der innere Rahmenteil drehbar durch den äußeren Rahmenteil an zwei Stellen,
die sich auf gegenüberliegenden Seiten
des Behandlungsvolumens befinden, gelagert wird.
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Kurzdarstellung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung überwindet
diese und andere Nachteile der Anordnungen des Standes der Technik.
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Es
ist eine allgemeine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, die Genauigkeit
der Strahlungstherapiebehandlung zu erhöhen.
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Es
ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Strahlungsgerät bereitzustellen,
dass ein diagnostisches Bildgabesystem enthält.
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Es
ist eine weitere Aufgabe der Erfindung, ein Strahlungsgerät mit einer
stabilen Konstruktion bereitzustellen, um Rahmendrehgeschwindigkeiten zu
ermöglichen,
die für
eine diagnostische Bildgabe geeignet sind.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines Strahlungsgerätes, das
eine Bildgabe sowohl unter Verwendung einer energiereichen Behandlungsstrahlungsquelle
als auch einer energiearmen diagnostischen Energiequelle ermöglicht.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines Strahlungsgerätes, das
die Behandlung automatisch auf der Grundlage eines Bildes anpassen
kann, das durch das eingebaute diagnostische Bildgabesystem bestimmt
wird.
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Diese
und weitere Aufgaben werden durch die Erfindung so gelöst, wie
es in den begleitenden Patentansprüchen definiert ist.
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Kurz
gesagt, betrifft die vorliegende Erfindung ein Strahlungsgerät mit einem
diagnostischen Bildgabesystem. Das Strahlungsgerät hat eine sehr stabile Rahmenkonstruktion,
wodurch eine hohe Drehgeschwindigkeit möglich ist, was wiederum eine Voraussetzung
für den
Erhalt hochauflösende
Bilder mit dem Bildgabesystem ist. Diese stabile Rahmenkonstruktion
erreicht man durch Unterteilen des Strahlungsgeräts in einen inneren bzw. einen äußeren Rahmenteil.
Der innere Rahmenteil ist durch den äußeren Rahmenteil an zwei Lagerstellen,
die sich auf gegenüberliegenden
Seiten eines zu bestrahlenden Behandlungsvolumens in einem Patienten
befinden, drehbar gelagert. In dem inneren Rahmenteil ist ein Strahlungskopf
angeordnet, der eine Behandlungsstrahlungsquelle umfasst, die eine
Behandlungsstrahlungs- oder Dosismenge in das Zielvolumen hinein
abgibt. Vorzugsweise ist in oder an dem Strahlungskopf eine diagnostische
Strahlungsquelle angeordnet. Die diagnostische Strahlungsquelle
ist dafür
geeignet, eine diagnostische Strahlung auf den Patienten, vorzugsweise
in der unmittelbaren Nähe des
Zielvolumens, zu richten, wobei diese Strahlung dann durch einen
Detektor, der in dem inneren Rahmenteil angeordnet ist, detektiert
wird. Ein mit dem Detektor verbundenes Verarbeitungsmittel erzeugt ein
Bild des Patienten (des Zielvolumens) auf der Grundlage der detektierten
Strahlung. Dieses Bild kann dann dafür verwendet werden, Gewebe,
Organe und interessierende Strukturen zu identifizieren, einschließlich des
Tumors und zugeordneter Bezugspunkte. Anhand dieser identifizierten
anatomischen Informationen werden jegliche Änderungen in dem Tumorgewebe,
zum Beispiel Änderungen
der Position, der Größe und der
Gestalt, detektiert und zur entsprechenden Anpassung der Behandlung
verwendet. Jede Fehllagerung des Patienten auf der körperstützenden
Liege des Strahlungsgerätes
kann ebenfalls durch Untersuchen des Bildes detektiert werden. Darüber hinaus
kann das Bild mit einem Referenzbild, zum Beispiel von einem Behandlungs-
oder Dosisplan, verglichen werden, um Veränderungen der Positionierung
festzustellen. Auf der Grundlage eines solchen Vergleichs kann die
Position des Patienten manuell oder automatisch verändert werden,
indem man zum Beispiel die Liege verstellt. Ergänzend dazu kann die Behandlungsstrahlungsquelle
so angepasst werden, dass jegliche detektierten Abweichungen von
den erwarteten Bedingungen gemäß dem Behandlungsplan
berücksichtigt
werden.
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Das
diagnostische Bildgabesystem der Erfindung ist bevorzugt ein Computertomografie (CT)-System
und besonders bevorzugt ein Kegelstrahl-CT-System. Der Detektor
ist dafür
geeignet, die energiearme Strahlung (Photonen) des Kegelstrahl-CT-Systems
zu detektieren, und sendet auf der Grundlage der detektierten Bestrahlung
ein Signal an das Verarbeitungsmittel. Das Verarbeitungsmittel berechnet
dann ein dreidimensionales Bild des Patienten, vorzugsweise jenes
Abschnitts, der das Zielvolumen enthält, das visualisiert, mit einem
Referenzbild verglichen oder gespeichert werden kann. Der Detektor
ist ebenfalls dafür
geeignet, die energiereiche Strahlung von der Behandlungsstrahlungsquelle
zu detektieren. Mit dieser energiereichen Strahlung wird ein eher
kontrastarmes Portalbild bestimmt, das zum Beispiel für Positionierungszwecke verwendet
werden kann.
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Die
Erfindung bietet die folgenden Vorteile:
- – stabile
Rahmenkonstruktion;
- – hohe
Drehgeschwindigkeit der Behandlungs- und Diagnosestrahlungsquelle
und des Detektors;
- – hochauflösende und
präzise
Bilder des Patienten;
- – ein
und derselbe Detektor wird sowohl für die Portalbildgabe als auch
für die
diagnostische Bildgabe verwendet, wodurch die Gesamtkosten gesenkt
werden, weil keine dedizierte Portalbildgabevorrichtung benötigt wird.
- – Verringerung
der Gesamtkosten und der Gesamtdauer eines Strahlungstherapieprozesses;
- – höhere Genauigkeit
bei der Behandlung durch Detektieren von Änderungen im Tumorgewebe und
jeglicher Fehllagerungen des Patienten; und
- – es
kann eine nichtkoplanare Strahlungsbehandlung verabreicht werden.
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Weitere
Vorteile, welche die vorliegende Erfindung bietet, werden beim Studium
der folgenden Beschreibung der Ausführungsformen der Erfindung verständlich.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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Die
Erfindung, zusammen mit weiteren Aufgaben und Vorteilen, wird am
besten anhand der folgenden Beschreibung in Verbindung mit den begleitenden
Zeichnungen verstanden, in denen Folgendes zu sehen ist:
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1 ist
eine schematische Zeichnung der Hauptschritte in einem Strahlungstherapieprozess.
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2 ist
eine Schnittansicht einer ersten Ausführungsform eines Strahlungsgerätes gemäß der vorliegenden
Erfindung, das eine Behandlungsstrahlungsdosis an einen Patienten
abgibt.
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3 ist
eine Schnittansicht der Ausführungsform
von 2 entlang der Linie A-A.
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4 ist
eine schematische Zeichnung des Strahlungsgerätes von 2, das ein
Bild des Patienten aufzeichnet.
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5 ist
eine Zeichnung einer zweiten Ausführungsform einer Detektoranbringung,
die mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann.
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6 ist
eine Zeichnung einer weiteren Ausführungsform einer Detektoranbringung,
die mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann.
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7 veranschaulicht
einen Abschnitt des diagnostischen Bildgabesystems gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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8 ist
eine zweite Ausführungsform
einer Detektorkonstruktion, die mit der vorliegenden Erfindung verwendet
werden kann.
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9 ist
eine weitere Ausführungsform
einer Detektorkonstruktion, die mit der vorliegenden Erfindung verwendet
werden kann.
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10 veranschaulicht
eine Platine, die in einer Ausführungsform
eines Sensors in einem Detektor, der mit der vorliegenden Erfindung
verwendet werden kann, eingesetzt wird.
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11 ist
eine bevorzugte Ausführungsform eines
Sensors, der in einem Detektor verwendet wird, der mit der vorliegenden
Erfindung verwendet werden kann.
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12 ist
eine perspektivische Ansicht einer Liege, die in einem Strahlungsgerät gemäß der vorliegenden
Erfindung verwendet werden kann.
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13 ist
eine Seitenansicht einer zweiten Ausführungsform eines Strahlungsgerätes gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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14 ist
eine Schnittansicht der Ausführungsform
von 13 entlang der Linie A-A.
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15 ist
eine schematische perspektivische Ansicht einer weiteren Ausführungsform
eines Strahlungsgerätes
gemäß der vorliegenden
Erfindung.
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16 ist
eine Schnittansicht der Ausführungsform
von 15 entlang der Linie A-A mit einem Patienten,
der sich auf einer körperstützenden Liege
befindet.
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Detaillierte
Beschreibung von Ausführungsformen der
Erfindung
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In
allen Zeichnungen werden entsprechende oder ähnliche Elemente mit den gleichen
Bezugszeichen versehen.
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Die
Erfindung ist allgemein auf ein Strahlungsgerät anwendbar. Wie in der vorliegenden
Beschreibung besprochen, wird einem Patienten in einem Strahlungsgerät eine Dosismenge
oder ein Strahl, wie zum Beispiel ein Strahl aus Gammaphotonen,
Elektronen, Neutronen, Protonen oder schwereren Ionen, Atomen oder
Molekülen,
verabreicht. Das Strahlungsgerät
kann für
die kurative Strahlungstherapie, d. h. zum Beseitigen eines Tumors, oder
zur palliativen Strahlungstherapie verwendet werden, deren Ziel
allgemein darin besteht, die Lebensqualität des Patienten zu verbessern,
indem der Tumor lokal kontrolliert wird, ein Symptom zu mildern oder
ein bevorstehendes Symptom zu verhindern oder zu verzögern, und
nicht vor allem darin, den Tumor zu beseitigen. Eine weitere Anwendung
eines Strahlungsgerätes
kann in der Strahlungschirurgie liegen, wobei eine energiereiche
Strahlungsquelle verwendet wird.
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Für ein besseres
Verständnis
der Erfindung man es hilfreich sein, mit einer kurzen Einführung in einen
Strahlungstherapieprozess unter Bezug auf 1 zu beginnen.
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Im
Allgemeinen ist der erste Schritt in einem Strahlungs-therapieprozess
die Diagnose. Es kommen verschiedene dia-gnostische Geräte zum Einsatz,
um anatomische Informationen zu einem Patienten zu gewinnen, um
zum Beispiel einen Tumor und benachbarte Gewebe und Organe zu lokalisieren.
Es ist normalerweise ratsam, anatomische Informationen D1, D2, D3
von mehreren diagnostischen Geräten
zu gewinnen, weil unterschiedliche Bildgabetechniken unterschiedliche
anatomische Informationen erbringen. Darum ergänzen sich die Informationen
D1, D2, D3 gegenseitig und sollten gemeinsam eine hinreichende Vorstellung
von dem Zielvolumen und dem umgebenden Gewebe vermitteln.
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Auf
der Grundlage der gemessenen anatomischen Informationen wird ein
Behandlungs- oder Dosisplan
erstellt. Bei der Behandlungsplanung werden die ermittelten anatomischen
Informationen der verschiedenen diagnostischen Geräte integriert,
um so präzise
wie möglich
die exakte Position des Tumors in dem Patienten festzustellen und
jegliche Organe oder Gewebe zu detektieren, die von der anschließenden Strahlungstherapiebehandlung
betroffen sein könnten
oder die nicht durch den Strahl getroffen werden dürfen. Das
Zielvolumen und die dorthin abzugebende Dosis werden zusammen mit
den Richtungen definiert, aus denen das Zielvolumen zu bestrahlen
ist. Das Zielvolumen wird in Bezug auf einige identifizierbare Bezugspunkte
definiert, die dafür verwendet
werden können,
den Patienten in dem Strahlungsgerät zu positionieren.
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Das
Resultat der Behandlungsplanung ist ein Behandlungs-plan, der alle
relevanten Informationen für
die eigentliche Strahlungstherapiebehandlung enthalten sollte, wie
zum Beispiel die gewählte Einrichtung
des Strahlungstherapiegerätes
und seine Einstellungen. Vor der eigentlichen Strahlungstherapiebehandlung
kann eine optionale Behandlungssimulation vorgenommen werden, um
den Behandlungsplan zu testen und zu verifizieren und um die Positionierung
des Patienten in dem Strahlungsgerät zu bestimmen. Zuerst wird
der Patient so genau wie möglich
mit Portalbildgabe positioniert. Bei der Portalbildgabe werden der
Behandlungsstrahl selbst und ein Detektor verwendet, um ein kontrastarmes
Bild des Patienten zu erhalten. Anhand dieses Bildes können die
Positionen ausgewählter
Bezugspunkte identifiziert und mit den entsprechenden Positionen
im Behandlungsplan verglichen werden. Eine Abweichung zwischen beiden
führt zu
einer Umpositionierung des Patienten, bis die Abweichung unterhalb
eines Sicherheitsschwellenwertes liegt. Im Behandlungsraum sind
Laser angeordnet, die Laserstrahlen erzeugen. Die Strahlen kreuzen
sich genau im Isozentrum oder dem Ursprung des Raumkoordinatensystems.
Wenn der Patient auf der Liege liegt, so befindet sich das Isozentrum
im Körperinneren,
so dass die Laserstrahlen als helle Punkte auf der Hautoberfläche zu sehen
sind. Sobald der Patient die korrekte Position eingenommen hat,
werden die Positionen der hellen Punkte mit einer speziellen Tinte
markiert, die wochenlang auf der Haut verbleibt. Wenn der Patient
das nächste
Mal positioniert werden muss, so genügt es, die Markierungen und
die Laserstrahlen aufeinander auszurichten.
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Außerdem können bei
dem Simulationsverfahren zum Beispiel in-vivo-Dosimetrie oder verwandte
Techniken verwendet werden, um die abgegebene Strahlungsdosis in
dem Zielvolumen und/oder in benachbartem Gewebe, vorzugsweise in Risikoorganen,
zu überprüfen. Wenn
die gemessenen Daten den errechneten Daten im Behandlungsplan entsprechen,
so kann die eigentliche Strahlungstherapiebehandlung in die Wege
geleitet werden. Wenn jedoch eine Differenz zwischen den gemessenen
und den errechneten Daten detektiert wird und diese Differenz eine
bestimmte Sicherheitsschwelle überschreitet,
so wird eine Änderung
der Behandlungsplanung vorgenommen. Diese Änderung kann in einigen Fällen einfach
ein Verstellen von Parametern sein, aber auch eine größere Änderung in
der Behandlungsplanung, wie zum Beispiel das Vollenden der Behandlungsplanung
mit mehr anatomischen Informationen, die aus einer neuen diagnostischen
Messung gewonnen werden. So oder so wird ein neuer Behandlungsplan
aufgestellt, der in einer optionalen neuen Behandlungssimulation
getestet und verifiziert werden kann.
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Dann
wird mit der Gerätschaft,
der Einrichtung und den Einstellungen, die im Behandlungsplan spezifiziert
sind, eine Strahlungstherapiebehandlung ausgeführt. Der Patient wird dann
mittels Portalbildgabe, wie oben beschrieben, und/oder Laserstrahlen und
Markierungen positioniert oder ausgerichtet. Es ist unverzichtbar,
dass der Patient präzise
positioniert wird, da eine Fehllagerung von nur wenigen Millimetern
Schäden
an benachbarten Geweben und Organen verursachen und die Behandlung
wirkungslos machen kann. Sobald die Positionierung abgeschlossen
ist, bestrahlen die Strahlen den Patienten gemäß dem Behandlungsplan, um die
errechnete Dosis in das Zielvolumen hinein abzugeben.
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Obgleich
die Strahlungstherapiebehandlung in dem obigen Abschnitt in Bezug
auf eine einzelne Behandlungssitzung beschrieben wurde, wird die
eigentliche Dosisverabreichung in den meisten Fällen in mehrere, oft 20–30 Fraktionen
fraktioniert. Das heißt,
dass sich eine gesamte Strahlungstherapiebehandlung in der Regel über mehrere
Tage, Wochen oder in einigen Fällen
sogar Monate hinzieht.
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Ein
Strahlungsgerät
gemäß der vorliegenden Erfindung
enthält
neben einer Behandlungsstrahlungsquelle noch ein diagnostisches
Bildgabesystem mit einer diagnostischen Strahlungsquelle, einen
Detektor und ein Verarbeitungsmittel zum Aufzeichnen und Erzeugen
eines Bildes eines Patienten in dem Strahlungsgerät. Die eigentliche Konstruktion
des Strahlungsgerätes
weist einen sehr stabilen Rahmen auf, der eine Voraussetzung für eine hohe
Drehgeschwindigkeit ist. Diese hohe Drehgeschwindigkeit wiederum
ermöglicht
sowohl eine genaue als auch eine hochauflösende Bildgabe des Patienten
mittels des diagnostischen Bildgabesystems.
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Mit
der Erfindung werden hochauflösende Bilder
der Umgebung des Zielvolumens, einschließlich der Bezugspunkte und
mitunter sogar des Tumorgewebes selbst, gewonnen. Die gemessenen Patientenbilder
werden dann vorzugsweise mit den entsprechenden anatomischen Informationen
im Behandlungs-plan verglichen. Auf der Grundlage dieses Vergleichs
kann die Position des Patienten in dem Strahlungsgerät exakt
angepasst und korrigiert werden.
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Außerdem kann
die Entwicklung des Tumorgewebes während der Behandlung beobachtet
werden, um jegliche Änderungen
bei Gestalt, Größe und Position
des Tumors zu erkennen. Jegliche detektierten Änderungen können dann verwendet werden,
um den Behandlungsplan entsprechend anzupassen, um eine effiziente
und sichere Behandlung zu erreichen.
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In 2 ist
eine Seitenansicht einer ersten Ausführungsform eines Strahlungsgerätes mit
einem Bildgabesystem gemäß der Erfindung
veranschaulicht. 3 ist die Schnittansicht dieser
Ausführungsform
von 2 entlang der Linie A-A. Ein Strahlungskopf 8 ist
mechanisch durch einen inneren Rahmenteil, allgemein mit 1 bezeichnet,
gelagert. Der innere Rahmenteil 1 umfasst in der vorliegenden
Ausführungsform
einen Kreisbogenabschnitt 3, eine ersten Ringabschnitt 4 und
einen zweiten Ringabschnitt 5. Der Strahlungskopf 8 kann
entlang des Bogenabschnitts 3 von dem ersten Ringabschnitt 4 zu
dem zweiten Ringabschnitt 5 bewegt werden. Ein Objekt 12,
vorzugsweise ein menschlicher Patient, wird auf eine körperstützende Liege 20 gelegt,
wobei eine Behandlungsstrahlungsquelle 9 in dem Strahlungskopf 8 so
angeordnet ist, dass ein Behandlungsstrahl oder eine Dosismenge
in ein Zielvolumen 13 in dem Patienten 12 gerichtet
wird. In dieser Ausführungsform befinden
sich die Ringabschnitte 4, 5 des inneren Rahmenteils 1 auf
jeder Seite des Zielvolumens 13. Die Ringabschnitte 4, 5 werden
drehbar durch einen äußeren Rahmenteil 2 gelagert,
der einen ersten Tragabschnitt 6 und einen zweiten Tragabschnitt 7 umfasst.
Oder anders ausgedrückt:
Der innere Rahmenteil 1 ist mit zwei Lagerstellen S mit
Bezug auf den äußeren Rahmenteil 2 auf
gegenüberliegenden
Seiten des Behandlungsvolumens 13 versehen. Eine solche Konstruktion
garantiert, dass sich der Schwerpunkt des inneren Rahmenteils 1 immer zwischen
den Lagerstellen S befindet und darum ein relativ geringes Biegemoment
auf den Rahmen einwirkt. Diese stabile Anordnung macht es möglich, den
inneren Rahmenteil 1 relativ zum äußeren Rahmenteil 2 um
eine im Wesentlichen horizontale Drehachse 11 mit einer viel
schnelleren Drehgeschwindigkeit zu drehen, als es durch die International
Electromechanical Commission (IEC) empfohlen wird. Eine Drehgeschwindigkeit
von weniger als 20 s je Umdrehung lässt sich mühelos erreichen, und eine Drehgeschwindigkeit von
weniger als 10 s je Umdrehung ist Routine. Es ist sogar möglich, eine
Drehgeschwindigkeit von etwa – oder
manchmal sogar schneller als – 6
s je Umdrehung zu erreichen, ohne dass nennenswerte Bewegungsartefakte
entstehen.
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Das
Behandlungsvolumen 13 ist vorzugsweise an der Drehachse 11 positioniert.
Weil also der innere Rahmenteil 1 um die Drehachse 11 herum drehbar
ist, kann die Behandlungsstrahlungsquelle 9 das Behandlungsvolumen 13 von
oben, unten oder von beiden Seiten her bestrahlen. Darüber hinaus machen
es der Bogenabschnitt 3 und der bewegliche Strahlungskopf 8 möglich, eine
nichtkoplanare Behandlung zu erreichen. Der Krümmungsmittelpunkt des Kreisbogenabschnitt 3 befindet
sich innerhalb des Behandlungsvolumens 13, weshalb der
Strahlungskopf 8 mit der Behandlungsstrahlungsquelle 9 die
Strahlungsrichtung in Richtung des Behandlungsvolumens 13 selbst
dann beibehält,
wenn sich der Kopf 8 entlang des Bogenabschnitts 3 bewegt.
Durch Kombinieren der Bewegung des Kopfes 8 entlang des
Bogens 3 mit der Drehung des inneren Rahmenteils 1 um
die Patienten 12 herum erhält man eine Vielzahl von Bestrahlungsrichtungen.
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Der
mechanische Betrieb und die Lagerung des drehbaren inneren Rahmenteils 1 lassen
sich problemlos zum Beispiel mit herkömmlichen Getriebelösungen und
Lagern bewerkstelligen. Des Weiteren lässt sich durch den Einbau von
Gleitkontakten zwischen dem inneren Rahmenteil 1 und dem äußeren Rahmenteil 2,
vorzugsweise in Verbindung mit dem mechanischen Lager, eine wirklich
kontinuierliche Drehbewegung erreichen.
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In
dem Strahlungsgerät
ist ein Bildgabesystem angeordnet, das eine diagnostische Strahlungsquelle 10 und
einen Detektor 30 umfasst. Die diagnostische Strahlungsquelle 10 ist
in dem inneren Rahmenteil 1, vorzugsweise in dem Strahlungskopf 8 zusammen
mit der Behandlungsstrahlungsquelle 9 oder auf einer der
Außenseiten
des Strahlungskopfes 8, angeordnet. Es sind aber auch andere
Anordnungen der dia-gnostischen Strahlungsquelle 10 möglich, zum
Beispiel an einem der Ringabschnitte 4, 5 oder
in einem (nicht veranschaulichten) separaten Strahlungskopf, der
ebenfalls auf dem Kreisbogenabschnitt 3 angeordnet ist.
Die diagnostische Strahlungsquelle kann den Patienten 12 mit
einem diagnostischen Strahl wie in 4 bestrahlen.
Der Strahl passiert den Patienten 12, vorzugsweise in dem
Teil des Patienten, der das Zielvolumen 13 enthält, und
wird durch den Detektor 30 detektiert, der an dem inneren
Rahmenteil 1 mittels eines Befestigungsmittels 38 gelagert
ist. Auf der Grundlage des detektierten Strahls erzeugt ein Verarbeitungsmittel, zum
Beispiel ein (nicht veranschaulichter) Computer, ein Bild des Patienten,
das vorzugsweise den Teil veranschaulicht, der den Tumor und das
Zielvolumen enthält.
Durch Drehen des inneren Rahmenteils 1 um die Drehachse 11 und
kontinuierliches oder intermittierendes Bestrahlen des Patienten 12 mit
dem diagnostische Strahl können
Bilder aus mehreren verschiedenen Richtungen um das Zielvolumen 13 herum
aufgenommen werden. Anhand dieser Bilder lässt sich je nach der Bildgabetechnik
des diagnostischen Bildgabesystems eine dreidimensionale Darstellung
des Patienten mit dem Tumor und benachbarten Gewebe, Organen und
Knochen gewinnen.
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Eine
bevorzugte Bildgabetechnik, die durch das Bildgabesystem verwendet
wird, ist die Computertomografie (CT). Bei der CT-Bildgabe besteht
die diagnostische Strahlungsquelle aus einer Röntgenröhre, die einen diagnostischen
Strahl in Form von Photonen mit einem Energiebereich von keV erzeugt.
Wenn die diagnostische Strahlungsquelle und der Detektor um den
Patienten herum gedreht werden, so registriert der Detektor eindimensionale
Projektionen des Patienten. Anhand dieser Projektionen kann das
Verarbeitungsmittel eine zweidimensionale Scheibe rekonstruieren.
Jede Umdrehung des inneren Rahmens erzeugt eine solche Scheibe.
Durch Bewegen des Strahlungskopfes und darum der diagnostischen
Strahlungsquelle entlang des Bogenabschnitts für jede Umdrehung und/oder Bewegen
der körperstützenden
Liege entlang der Drehachse kann man eine Serie von Scheiben erstellen.
Aus dieser Serie von zweidimensionalen Scheiben wird ein drei-dimensionales
Bild des Abschnitts des Patienten, der mit dem diagnostischen Strahl
bestrahlt wurde, rekonstruiert. Dies erbringt ein hochwertiges, hochauflösendes Bild
der inneren Gewebe, Organe und Strukturen, möglicherweise auch des Tumors selbst,
des Patienten. Anhand dieses Bildes können relevante Informationen,
einschließlich
der Position von Bezugspunkten sowie Größe, Gestalt und Position des
Tumors relativ zu den Bezugspunkten, identifiziert werden.
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Eine
besonders bevorzugte Bildgabetechnik ist eine Entwicklung der herkömmlichen
CT-Bildgabe, und
zwar die Kegel-strahl-Computertomografie. Der mechanische Betrieb
eines Kegelstrahl-CT-Bildgabesystems ist ähnlich dem eines herkömmlichen CT-Bildgabesystems,
mit der Ausnahme, dass ein komplettes volumetrisches Bild durch
eine einzelne Drehung der diagnostischen Strahlungsquelle (Röntgenröhre) und
des Detektors um den Patienten herum aufgenommen wird. Mit jeder
Aufzeichnung wird eine zweidimensionale Projektion des Patienten
erhalten. Durch Ändern
des Aufzeichnungswinkels, d. h. Drehen des inneren Rahmens, werden
mehrere solcher zweidimensionalen Projektionen mit verschiedenen
Winkeln erzeugt. Das Verarbeitungsmittel arbeitet mit angepasster
Software und mathematischen Algorithmen, um anhand der Projektionen
ein dreidimensionales Bild des Patienten zu rekonstruieren. Oder
anders ausgedrückt:
Mit Kegelstrahl-CT-Bildgabe gewinnt man durch eine einzelne Drehung
der Strahlungsquelle und des Detektors sämtliche Informationen, die
benötigt
werden, um das Bild des Patienten zu erzeugen, während herkömmliche CT-Bildgabe mehrere
solcher Drehungen erfordert, um die gleichen Informationen zu gewinnen.
Darüber
hinaus hat die Kegelstrahl-CT-Bildgabe einige
weitere Vorteile gegenüber
der herkömmlichen
CT-Bildgabe, einschließlich
einer größtenteils isotropen
räumlichen
Auflösung
und Flexibilität
in der Bildgabegeometrie.
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Kegelstrahl-CT-Bildgabe
in Verbindung mit dem stabilen und schnelldrehenden Rahmen eines Strahlungsgerätes gemäß der Erfindung
kann ein dreidimensionales Bild des Patienten mittels einer Drehung
von 6 s erzeugen. Dies steht im Gegensatz zu den zum Stand der Technik
gehörenden
Strahlungsgeräten
mit Bildgabesystemen, die eine Drehgeschwindigkeit von etwa 1 min
je Umdrehung haben, wobei sich der Patient während dieser Zeit stark bewegen
kann. Die schnelle Drehgeschwindigkeit gemäß der Erfindung macht es möglich, Bilder
mit einen sehr hohen Genauigkeit und Auflösung zu erhalten, da der Patient
während
dieser kurzen Zeit von 6 s relativ ruhig liegen kann.
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Obgleich
das diagnostische Bildgabesystem als ein (herkömmliches oder Kegelstrahl-)
CT-System beschrieben wurde, können
auch andere Bildgabesysteme gemäß der vorliegenden
Erfindung angewendet werden.
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Wenden
wir uns wieder 4 zu. Der Detektor 30 des
Bildgabesystems ist vorzugsweise diametral über den Strahlungskopf 8 hinweg
auf der Seite des Patienten 12 angeordnet, die der diagnostischen Strahlungsquelle 10 gegenüberliegt.
Der Detektor 30 sollte an dem inneren Rahmenteil 1 angebracht
sein, damit er sich zusammen mit der Strahlungsquelle 10 um
die Drehachse 11 drehen kann. Es kann ein Befestigungsmittel 38 wie 4,
das den Detektor 30 an einem der Ringabschnitte 4 befestigt,
verwendet werden. Vorzugsweise ist dieses Befestigungsmittel 38 so
drehbar oder schwenkbar, dass der Detektor 30 aus dem Strahlungsgerät herausbewegt
werden kann, um einen leichten Zugang und Austausch zu ermöglichen.
Die Gleitkontakte zwischen dem inneren Rahmenteil 1 und dem äußeren Rahmenteil 2 ermöglichen
eine kontinuierliche Verbindung zwischen dem Detektor 30 und
dem (nicht veranschaulichten) Bildverarbeitungsmittel.
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Ein
stabileres Befestigungsmittel 38 ist in 5 veranschaulicht,
wo das Befestigungsmittel 38 mit beiden Ringabschnitten 4 und 5 verbunden
ist. Diese stabile Konstruktion macht es möglich, sogar mit noch schnelleren
Drehgeschwindigkeiten zu arbeiten, ohne dass Bewegungsartefakte
des Detektors 30 entstehen.
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In
einer weiteren Ausführungsform
in 6 hat das Befestigungsmittel 38 die Form
eines Kreisbogens ähnlich
dem Kreisbogenabschnitt 3, auf dem der Strahlungskopf 8 beweglich
ist. Mit einer solchen Anordnung kann der Detektor 30 entlang
des Befestigungsmittels 38 bewegt werden, wodurch er sich immer
auf der Seite des Behandlungsvolumens 13 in dem Patienten 12 befindet,
die der diagnostischen Strahlungsquelle 10 gegenüberliegt.
Diese Anordnung macht es auch möglich,
eine nicht-koplanare CT-Bildgabe zu erhalten.
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Der
Detektor der vorliegenden Erfindung ist vorzugsweise sowohl für das diagnostische
Bildgabesystem als auch für
die Bildgabe mit der Behandlungsstrahlung geeignet. Oder anders
ausgedrückt: Bei
einem (herkömmlichen
oder Kegel-strahl-) CT-Bildgabesystem, das mit energiearmen Photonen (in
der Größenordnung
von keV) arbeitet, sollte der Detektor vorzugsweise in der Lage
sein, sowohl die energiearme diagnostische Strahlung als auch die energiereiche
Behandlungsstrahlung (in der Größenordnung
von MeV) zu detektieren. Mit einer solchen Konstruktion kann ein
und derselbe Detektor sowohl für
die Portalbildgabe – mit
der Behandlungsstrahlung – als
auch für
die CT-Bildgabe – mit
der diagnostischen Strahlung – verwendet
werden. Dies verringert sowohl die Kosten als auch den benötigten Platz, da
anstelle des Verwendens von zwei Detektoren nur einer in dem Strahlungssystem
angeordnet ist. Der Detektor hat darum vorzugsweise einen Detektionsbereich
für Photonen
mit Energien zwischen 1 keV und 100 MeV. Ein solcher Detektor 30 ist
in 7 zusammen mit einem Verarbeitungsmittel 40 gemäß der vorliegenden
Erfindung veranschaulicht.
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Die
Detektorkonstruktion 30 in 7 umfasst
eine Vorverstärkungseinheit
in Form eines Stapels aus alternierenden Verstärkern 32-1 bis 32-4 und
Konvertern 34-1 bis 34-3 und eines Sensors 60. Die
Vorverstärkungseinheit
und der Sensor 60 befinden sich in einem Gehäuse, das
ein Gas enthält.
Zu geeigneten Gasen gehören
Xe, Ar, Kr und Ne, aber es kommen auch Gasgemische in Frage, einschließlich Gasgemischen
mit Löschgasen.
Das Gas oder Gasgemisch kann gegebenenfalls unter Druck stehen,
oder es könnte
mit subatmosphärischem
Druck zugeführt
werden, wie es dem Fachmann bekannt ist. Der Deckel des Gehäuses ist
vorzugsweise dünn
und leicht, um die Anzahl der energiearmen Photonen zu maximieren,
die das Gasvolumen erreichen. Eine dünne Metallfolie zum Beispiel
aus Al oder verschiedenen Polymeren, einschließlich MYLAR®, könnten verwendet
werden.
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Die
Konverter 34-1 bis 34-3 umfassen vorzugsweise
eine perforierte Lage eines Materials, das die Fähigkeit besitzt, auftreffende
Photonen durch elektromagnetische Wechselwirkungen in Elektronen umzuwandeln,
zum Beispiel durch den Compton-Effekt, Paarbildung und/oder photoelektrischen
Effekt. Die Konverter 34-1 bis 34-3 bestehen zum
Beispiel aus Schwermetall mit einer Dicke von vorzugsweise 0,1 bis
1 mm. Die Konverter 34-1 bis 34-3 können auch
in Richtung der Unterseite des Stapels im Vergleich zu den oberen
Konvertern allmählich
dicker werden, um das häufigere
Vorkommen von Photonen mit geringerer Energie in den oberen Schichten
relativ zu den unteren Schichten auszugleichen.
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Die
Verstärker 32-1 bis 32-4 bestehen
in einer ersten Ausführungsform
aus einer dünnen
isolierenden Maschenfolie, zum Beispiel aus Kapton®, die beidseitig
mit Metall beschichtet ist und mit einer regelmäßigen Matrix aus Löchern 38 durchbrochen
ist. Als geeignete Abmessungen der Verstärker 32-1 bis 32-4 kommt
eine Dicke der isolierenden Folie von 50 μm und für die Metallbeschichtungen
von 5 μm
in Betracht. Wenn ein Potenzialunterschied, der in der Figur schematisch
als V veranschaulicht ist, an den Isolator/zwischen die Metallbeschichtungen
angelegt wird, so entsteht in den Löchern 38 ein Dipolfeld.
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Auftreffende
(Behandlungs- oder diagnostische) Strahlung ionisiert das Gas in
dem Gehäuse, das
zu Elektronen und entsprechenden positiv geladenen Ionen dissoziiert.
Die aus dem Gas freiwerdenden Elektronen driften in Richtung des
hohen Feldes durch die Löcher 38 in
den Verstärkern 32-1 bis 32-4 und
werden darin fokussiert. Die fokussierten Elektronen interagieren
dann mit Atomen oder Molekülen
des Gases, wodurch diese ionisiert werden, so dass mehrere Elektronen
(und positive Ionen) entstehen. Die Regionen des hohen elektrischen
Feldes führen
so zu einer Lawinenmultiplikation von Elektronen, die dann durch
den Sensor 60 detektiert werden können. Elektronen werden ebenfalls
freigesetzt, wie im oben Dargelegten besprochen wurde, wenn einfallende
Photonen auf die Konverter 34-1 bis 34-3 treffen,
die zu dem Lawineneffekt beitragen.
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Durch
Verwenden des Stapels aus wechselweise angeordneten Verstärkern 32-1 bis 32-4 und Konvertern 34-1 bis 34-3 ist
es möglich,
sowohl energiereiche als auch energiearme auftreffende Strahlung
(Photonen) zu detektieren. Die energiereichen Photonen dringen weit
in die Stapelstruktur ein, bevor sie in Elektronen umgewandelt werden,
während
die energiearmen Photonen bereits in dem obersten Konverter 34-1 oder
sogar in der Gasschicht zwischen dem Gehäuse und dem ersten Verstärker 32-1 in
Elektronen umgewandelt werden.
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Eine
weitere Ausführungsform
eines Detektors 30 gemäß der Erfindung
ist in 8 veranschaulicht. In dieser Ausführungsform
umfasst die Vorverstärkungseinheit
des Detektors 30 einen Stapel aus Verstärkern 32-1 bis 32-4,
Konvertern 34-1 bis 34-3 und Führungsschichten 132-1 bis 132-3,
die wie in 8 aufeinander angeordnet sind.
Die Verstärker 32-1 bis 32-4 ähneln den
entsprechenden Verstärkern
in 7, d. h. sie umfassen eine Metallschicht, die
auf einem isolierenden Material abgeschieden ist. Unter der isolierenden
Schicht ist ein Konverter 34-1 bis 34-3 in Form
einer dicken Metallschicht angeordnet. Diese Schicht ist vorzugsweise
wenigstens eine Größenordnung
dicker als die Metallfolie der Verstärker 32-1 bis 32-4.
Unter der Metallschicht der Konverter 34-1 bis 34-3 ist
eine isolierende Führungsschicht 132-1 bis 132-3 angeordnet,
auf der eine zweite untere Metallfolie abgeschieden ist. Diese Verstärker-Konverter-Führungs-Verbundstrukturen
sind mit einer Matrix aus Löchern 38 mit
einer allgemeinen Konusgestalt durchbrochen, d. h. ihre "Eintrittsöffnung" ist kleiner als
ihre "Austrittsöffnung", wenn man von der
Oberseite des Detektors 30 in Richtung des Sensors 60 blickt.
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Ein
Problem mit der Detektor-Ausführungsform
von 7 ist, dass Elektronen, die die Löcher 38 in
den Konvertern 34-1 bis 34-3 passieren, in die Metallschicht
der Konverter 34-1 bis 34-3 diffundieren. Allerdings
löst die
Verbundstruktur von 8 dieses Elektronendiffusionsproblem
und steigert dadurch die Effizienz des Detektors 30.
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Eine
bevorzugte Ausführungsform
eines Detektors 30, die in Verbindung mit einem Strahlungstherapiegerät gemäß der vorliegenden
Erfindung verwendet wird, ist schematisch in 9 veranschaulicht.
Anstelle alternierender Verstärkungs-
und Konvertierungsschichten, wie in den 7 und 8, umfasst
diese Detektorkonstruktion einen Stapel aus Konvertern 34-1 bis 34-5.
Jeder Konverter 34-1 bis 34-5 hat eine mittige
Stützschicht 134,
die normalerweise aus einem isolierenden Material besteht. Auf jeder
Seite der Stützschicht 134 ist
eine Elektrodenschicht 234, 334 angeordnet. Diese
Elektrodenschichten 234, 334 können eine einfache Metallisierung
auf beiden Seiten des isolierenden Materials 134 sein.
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Um
die Wahrscheinlichkeit einer elektromagnetischen Wechselwirkung
des auftreffenden Strahls, d. h. die Entstehung freier Elektronen,
zu erhöhen, kann
eine säulenartige
Struktur 434 mit mehreren Säulen angeordnet sein, die sich
von allen oder einigen der Konverter 34-1, 34-2 erstrecken.
Die Säulen bieten
eine große
Anzahl von Oberflächenkreuzungen
der auftreffenden Strahlung auf ihrem Weg durch die Struktur. Dies
führt zu
einer effizienten Umwandlung der auftreffenden Strahlung in Elektronen
und kann auch einen leichten Elektronenmultiplikationseffekt als
eine inhärente
Eigenschaft der säulenartigen
Struktur 434 erbringen. Vorzugsweise ist die säulenartige
Struktur 434 als eine Cäsium-Iod (CsI)-Schicht
ausgebildet, die auf dem Konverter 34-1, 34-2 an
einer geeigneten Stelle abgeschieden ist.
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Durch
die Konverter 34-1 bis 34-5 hindurch verlaufen
Löcher 38,
wie in den Detektoren der 7 und 8.
Jedoch sind im Gegensatz zu den Detektorkonstruktionen, die in Verbindung
mit den 7 und 8 besprochen
wurden, beim vorliegenden Detektor 30 die Löcher eines
Konverters relativ zu den Löchern
anderer Konverter versetzt. Der effektive Umwandlungsbereich wird
vergrößert, und
die Wahrscheinlichkeit, dass ankommende Strahlung die Stapel passiert,
ohne dass es zu einer Wechselwirkung mit den Konvertern 34-1 bis 34-5 kommt,
wird deutlich verringert, und man erhält einen effizienteren Detektor 30.
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Die
Konstruktion der Stapeldetektorschichtstruktur in 9 unterstützt die
Anforderung des Anlegens eines relativ hohen Potenzialunterschieds
V über
die Schichten – in
der Regel in der Größenordnung
von kV – in
der Stapelstruktur. Dieses hohe Potenzial ist in den meisten Fällen für die Detektor-Ausführungsformen
der 7 und 8 erforderlich, um eine Lawinenmultiplikation
von Elektronen zu erhalten, die durch den Sensor 60 detektiert
wird. Der benötigte
Potenzialunterschied für
den effizienten Detektor in 9 ist etwa
zehn Größenordnungen
kleiner als für
die zwei anderen Ausführungsformen,
die oben besprochen wurden.
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Um
jedoch die räumliche
Auflösung
des Detektors zu erhöhen,
ist es von Vorteil, eine geeignete Multiplikationsstruktur 35,
die vorzugsweise unmittelbar über
dem Sensor 60 angeordnet ist, für eine Lawinenmultiplikation
von Elektronen zu verwenden, die durch den Sensor 60 detektiert
werden kann.
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Für eine Elektronenmultiplikation
kann ein beliebiger herkömmlicher
Vervielfacher verwendet werden, wie zum Beispiel eine Parallelplattenkammer,
eine Mehrdraht-Proportionalkammer
oder ein Gaselektronenvervielfacher.
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Der
oder die Konverter, die in den Detektoren verwendet werden, können mit
Diamant (gleichmäßig oder
nicht-gleichmäßig) versehen
sein, um die Umwandlungseffizienz von ankommender Strahlung (gilt
insbesondere für
Röntgenstrahlen)
in Elektronen zu verbessern. Vorzugsweise werden CVD-Techniken (Chemical
Vapor Deposition – Chemische
Aufdampfung) für
die Diamantabscheidung verwendet, zum Beispiel aus Methangas (CH4)
verdampft. CVD ist allgemein eine chemische Gasphasenreaktion, die
sich über
einer festen Oberfläche
vollzieht, wodurch eine Abscheidung auf die Oberfläche bewirkt wird.
CVD-Techniken zum Herstellen von Diamant erfordern normalerweise
ein Mittel zum Aktivieren von kohlenstoffhaltigen Vorläufermolekülen in der
Gasphase, zum Beispiel durch Halten des Substrats innerhalb eines
bestimmten Temperaturintervalls und Gewährleisten, dass das Vorläufergas
in einem Wasserstoffüberschuss
verdünnt
wird.
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In
dem oder den Konvertern kann CVD-Diamant als isolierendes Material
verwendet werden, das zum Beispiel zwischen zwei Elektrodenschichten angeordnet
ist. Zur Herstellung kann der CVD-Diamant auf einer ersten metallischen
Elektrodenschicht abgeschieden werden, wobei eine vakuumverdampfte
zweite Metallschicht auf dem CVD-Diamant
abgeschieden wird. Alternativ ist es möglich, den CVD-Diamant als
einen Diamantfilm oder eine Diamantbeschichtung auf einer oder beiden
der Elektroden und/oder an den Wänden,
welche die Kapillarlöcher definieren,
anzuordnen. Durch die Verwendung von CVD-Diamant erwartet man eine
sehr hohe Ausbeute (~ 20) an sekundären Elektronen, was eine sehr
effiziente Konverterstruktur zur Folge hat.
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Kehren
wir zu 7 zurück.
An der Unterseite des Detektors 30 ist ein Sensor 60 angeordnet,
um die umgewandelten Elektronen einzufangen. Der Sensor 60 kann
zum Beispiel eine Mehrdraht-Proportionalkammer (Multi-Wire Proportional
Chamber – MWPC),
eine Mikrostreifengaskammer (Micro Strip Gas Chamber – MSGC),
eine Platine, zum Beispiel eine gedruckte Leiterplatte (Printed
Circuit Board – PCB),
ein ladungsgekoppeltes Bauelement (Charge-Coupled Device – CCD) oder
ein anderes ladungseinfangendes Mittel zusammen mit entsprechender
Ausleseelektronik sein, um Daten in das Verarbeitungsmittel 40 einzuspeisen.
Ein Beispiel einer Sensorkonstruktion 60 ist eine Platine,
die Schichten aus einem Isolator umfasst, zwischen denen metallische
Leiter angeordnet sind. Jeder Leiter ist mit einer Ladungseinfanginsel
verbunden. Die Inseln bestehen aus Metallen, vorzugsweise Cu, Au oder
Al, und werden mittels herkömmlicher,
einschlägig
bekannter photolithografischer Techniken hergestellt. Die Inseln
sind vorzugsweise so verteilt, wie es der Geometrie der Löcher 38 in
den Konvertern 34-1 bis 34-3 und Verstärkern 32-1 bis 32-4 entspricht. Jede
Insel hat dann ihre eigene Verbindung zu der Ausleseelektronik,
zum Beispiel in Form eines ASIC (Application Specific Integrated
Circuit – Anwendungsspezifischer
Integrierter Schaltkreis).
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Eine
bevorzugte Ausführungsform
einer Platine 61 ist in 10 veranschaulicht.
Die Platine 61 wird durch zwei Hauptflächen 62 und vier Randflächen 63 definiert.
Eine Reihe strahlungsempfindlicher Elemente 64 ist an einer
der Randflächen
angeordnet. In der Regel führen
Verbindungsleitungen 65 von jedem strahlungsempfindlichen
Element 64 zu einem Signalverarbeitungsmittel 68,
wie zum Beispiel einem ASIC, vorzugsweise ohne Drahtüberkreuzungen.
Das Signalverarbeitungsmittel 68 befindet sich vorzugsweise
auf derselben Platine 61 wie die adressierten strahlungsempfindliche
Elemente 64, aber von diesen beabstandet, um Strahlungsschäden an der
empfindlichen Elektronik zu vermeiden. An dem Signalverarbeitungsmittel 68 sind
Ausleseverbindungen 67 angeordnet, um die Platine 61 mit
einem externen Verarbeitungsmittel zu verbinden. Somit wird bei
der Platinenkonstruktion von 10 eine
kleine Oberfläche
am Randabschnitt der Platine 61 als eine Fläche für die Strahlungserfassung
verwendet, während
die größere Hauptfläche 62 für die viel
Platz beanspruchende Verdrahtung und Elektronik verwendet wird.
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Durch
Anordnen einer Anzahl von Platinen 61 von 10 nebeneinander
wird ein Strahlungssensor 60 gebildet, wie in 11 veranschaulicht
ist. Die Platinen 61 sind vorzugsweise in einer (nicht
veranschaulichten) Tragestruktur angeordnet, die das Herausnehmen
und Einsetzen einzelner Platinen 61 erleichtert. Die Platinen
könnten
auch aneinan-dergeklebt werden, zum Beispiel mittels eines Klebstoffs,
oder auf noch eine andere Art und Weise angeordnet sein. Auf diese
Weise wird eine Sensoroberfläche 66 durch
die Reihen strahlungsempfindlicher Elemente 64 gebildet.
Das Signalverarbeitungsmittel 68 ragt allgemein über die
Hauptfläche 62 jeder Platine 61 hinaus
und ist in einer bevorzugten Ausführungsform an einem Endabschnitt
der jeweiligen Platine 61 angeordnet. Durch Anordnen der
Platinen 61 in der Weise, dass benachbarte Platinen ihre
Signalverarbeitungsmittel 68 an gegenüberliegenden Enden haben, wie
in 11 veranschaulicht, und Beschränken des maximal zulässigen Hervorstehens des
Signalverarbeitungsmittels 68 auf eine Platinendicke entsteht
ein kompakter Sensor 60. Eine weitere Ausführungsform
erreicht eine ähnlich
vorteilhafte Platzausnutzung durch Anordnen der Signalverarbeitungsmittel
von benachbarten Platinen in einer nicht-überlappenden
Weise in verschiedenen Höhen anstatt
an verschiedenen Platinenenden. Die entstehende Sensoroberfläche 66 ist
vorzugsweise in der Größenordnung
von dm3, wobei die Gesamtzahl empfindlicher
Elemente in der Größenordnung
von Hunderttausend liegt.
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Die
strahlungsempfindlichen Elemente 64 können Ladungskollektoren, strahlungsempfindliche Dioden,
zum Beispiel Photodioden, oder jedes sonstige Element sein, das
in der Lage ist, die Strahlung zu erfassen, die zur Sensoroberfläche gelangt.
Auftreffende Elektronen werden vorzugsweise durch Bildpunkte erfasst,
die aus einem dünnen
Film eines leitenden Materials, zum Beispiel Kupfer, hergestellt sind.
Die Kupferinseln können
Ladung der umgebenden Strahlung speichern, die über das Signalverarbeitungsmittel 68 zu
vorgegebenen Zeitpunkten erfasst werden kann.
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Der
Hauptkörper
der Platine 61 besteht vorzugsweise aus einem nicht-leitenden
Material wie zum Beispiel einem Polymermaterial. Die Verbindungsleitungen 65 zwischen
den einzelnen strahlungsempfindlichen Elementen 64 und
dem Signalverarbeitungsmittel 68 sind zum Beispiel als
Metalldrähte
realisiert. Es ist wünschenswert,
eine Leitungsstruktur zu implementieren, welche die Hauptfläche 62 der
Platine 61 so effizient wie möglich, vorzugsweise ohne unnötige Überkreuzungen,
ausnutzt.
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Es
versteht sich, dass auch andere geometrische Strukturen der Platinen
verwendet werden könne.
In jedem Fall wird jede Platine durch zwei Hauptflächen und
wenigstens eine Randfläche
definiert, wobei die Randfläche
in der Regel wesentlich kleiner als die Hauptflächen ist.
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Die
strahlungsempfindlichen Elemente, die auf der jeweiligen Platine
angeordnet sind, sind vorzugsweise so angeordnet, dass während des
Betriebes die Randfläche
und eine aktive Oberfläche
jedes der strahlungsempfindlichen Elemente der auftreffenden Strahlung
zugewandt sind. Vorteilhafterweise sind die strahlungsempfindlichen
Elemente an oder in der unmittelbaren Umgebung wenigstens einer Randfläche der
jeweiligen Platine angeordnet.
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Andere
Detektorstrukturen kommen gemäß der vorliegenden
Erfindung ebenfalls in Betracht, einschließlich eines Flachdetektors
aus amorphem Silizium, die vorzugsweise sowohl für energiereiche als auch für energiearme
Strahlung geeignet sind, d. h. Behandlung- bzw. diagnostische Strahlung.
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Wenden
wir uns wieder 7 zu. Das Verarbeitungsmittel 40 rekonstruiert
ein Bild auf der Grundlage der Daten, die von dem Sensor 60 in
dem Detektor 30 zugeleitet wurden. Das Verarbeitungsmittel 40 umfasst – oder hat
Zugriff auf -Software, die dafür
geeignet ist, das Bild anhand der gemessenen und detektierten Strahlung
zu erzeugen. Das heißt,
dass das Verarbeitungsmittel 40 vorzugsweise Zugriff auf Software
zur Bildgabe sowohl auf der Grundlage detektierter energiearmer
Strahlung des Bildgabesystems als auch detektierter hoher Energie
von der Behandlungsstrahlungsquelle hat. Wenn eine Kegelstrahl-CT-Bildgabe verwendet
wird, so speichert das Verarbeitungsmittel 40 vorzugsweise
die Daten, die jeder zweidimensionalen Darstellung des Patienten entsprechen,
in einem Speicher 46, der entweder in dem Verarbeitungsmittel 40 angeordnet
oder damit verbunden ist. Auf der Grundlage der zweidimensionalen
Darstellungen wird ein volles dreidimensionales Bild des Patienten
mit Hilfe dedizierter Software erzeugt. Dieses Bild kann dann in
dem Speicher 46 gespeichert, auf einem Schirm oder Monitor 48 angezeigt
und/oder in einem geeigneten Format zu einem Computer oder einem ähnlichen
Mittel exportiert werden.
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Das
bestimmte Bild kann auch mit einem Referenzbild des Patienten verglichen
werden. Dieses Referenzbild könnte
die Darstellung des Patienten mit dem Zielvolumen, den Bezugspunkten
und dem Tumorgewebe sein, die in dem Behandlungs-plan verwendet
wird, und/oder könnte
ein Bild sein, das in einer früheren
Messung bestimmt und in dem Speicher 46 gespeichert wurde.
Die zwei Bilder können dann
zusammen auf dem Schirm 48 angezeigt werden, um die Bilder
manuell zu vergleichen. In einem solchen Vergleich können Veränderungen
der Position des Zielvolumens oder des Tumors festgestellt werden,
aber auch Veränderungen
in der Gestalt und Größe des Tumors.
Auf der Grundlage dieses Vergleichs und eventueller festgestellter
Unterschiede zwischen den Bildern kann das medizinische Personal
den Behandlungsplan und die Einstellungen des Strahlungsgerätes entsprechend
auf den neuesten Stand bringen, zum Beispiel Bestrahlungsrichtungen, Behandlungsstrahlungsdosis
usw. Somit ist es mittels des erhaltenen Bildes möglich zu
erkennen, ob der Patient während
einer gerade durchgeführten Strahlungsbehandlung
falsch gelegen hat. Bezugspunkte, deren Position mit dem Zielvolumen
verbunden ist, oder das Tumorgewebe können identifiziert werden,
und ihre Positionen relativ zu den gewünschten und erwarteten Positionen
in dem Behandlungs-plan
können
bestimmt werden. Eine anschließende
Behandlungssitzung wird dann auf der Grundlage eventueller Fehllagerungen
angepasst, um die falsch ausgeführte vorherige
Behandlung zu korrigieren. Des Weiteren kann eine anschließende Behandlung
auf der Grundlage von Veränderungen
in dem Tumor selbst angepasst werden, wie zum Beispiel eine Verkleinerung
und eine veränderte
Position infolge des Gewichtsverlusts. Der Behandlungsplan wird
dann entsprechend aktualisiert.
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Diese
manuellen Änderungen,
Korrekturen und Anpassungen werden wahrscheinlich zwischen zwei
Behandlungssitzungen vorgenommen. Jedoch können die Bildinformationen
von dem diagnostischen Bildgabesystem in dem Strahlungsgerät auch dafür verwendet
werden, die laufende Behandlung automatisch anzupassen und zu korrigieren.
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In
dem Verarbeitungsmittel 40 kann ein Vergleichsmittel 42 konfiguriert
sein. Dieses Mittel 42 vergleicht das bestimmte Patientenbild
mit einem Referenzbild d. h. dem entsprechenden Bild im Behandlungsplan
und/oder einem früher
bestimmten Bild. Mittels einschlägig
bekannter Bildverarbeitungsalgorithmen detektiert das Vergleichsmittel 42 jegliche größeren oder
signifikanten Unterschiede zwischen dem Bild und der Referenz. Wenn
ein Unterschied erkannt wird, zum Beispiel eine Fehllagerung des
Patienten oder eine Veränderung
in der Tumorgröße oder
-gestalt, so wird ein Signal in ein Steuerungsmittel 44 eingespeist,
das in dem Verarbeitungsmittel angeordnet ist. Auf der Grundlage
des eingespeisten Signals bestimmt das Steuerungsmittel 44 ein
Steuersignal, das die Veränderung
korrigiert. Dieses Steuersignal kann an die körperstützende Liege und/oder den Strahlungskopf
gesendet werden, um zum Beispiel die Position des Patienten zu verändern bzw.
die Behandlungsstrahlung anzupassen.
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Das
Verarbeitungsmittel 40 kann als Software, Hardware oder
als eine Kombination aus beidem implementiert sein. Ein Computerprogrammprodukt, das
das Verarbeitungsmittel 40 oder einen Teil davon implementiert,
umfasst Software oder ein Computerprogramm, die bzw. das auf einem
Allzweck- oder Spezialcomputerprozessor oder -mikroprozessor 50 abläuft. Das
Programm kann ganz oder teilweise auf oder in einem oder mehreren
geeigneten computerlesbaren Medien oder Datenspeichermitteln gespeichert
werden, wie zum Beispiel Magnet-Disks, CD-ROMs oder DVD-Disks, Festplatten,
magneto-optischen Speichermitteln, in RAM- oder flüchtigem
Speicher, in ROM- oder Flash-Speicher, als Firmware oder auf einem
Datenserver. Das Verarbeitungsmittel 40 kann in einem räumlich abgesetzten Computer 50 implementiert
sein, der an das Strahlungstherapiegerät angeschlossen ist und zum
Beispiel in dem Überwachungsraum
angeordnet ist, wo sich das medizinische Personal während der
Strahlungsbehandlung aufhält.
Ein Computer 50, der auf oder in der unmittelbaren Umgebung
des Strahlungstherapiegerätes angeordnet
ist, kann das Verarbeitungsmittel 40 ebenfalls implementieren.
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12 veranschaulicht
eine perspektivische Ansicht einer verstellbaren körperstützenden
Liege 20 gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung. Die Liege 20 umfasst zwei Liegentragabschnitte 29,
die in den Rahmenträger
integriert sein können
oder als separate Mittel vorhanden sein können. Von jedem Tragabschnitt 29 erstreckt
sich ein jeweiliger starrer Liegentragabschnitt 26 in Richtung des
Behandlungsvolumens in einander entgegengesetzte Richtungen. Die
vorderen Abschnitte der starren Liegenabschnitte 26 sind
voneinander beabstandet angeordnet und bilden dadurch dazwischen
ein leeres Volumen 28. Dieses Leervolumen 28 befindet sich
während
des Betriebes des Strahlungsgerätes unterhalb
des Behandlungsvolumens. Die starren Abschnitte 26 sind
vorzugsweise durch eine dünne Folie 27 aus
einem Material mit einem geringen Strahlungsquerschnitt verbunden.
Die Folie 27 kann die Form eines Endlosbandes haben, das
durch zwei Walzen 25 angetrieben wird, und kann somit zum Verändern der
Position des Körpers
entlang der Drehachse des Strahlungsgerätes dienen.
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Die
starren Liegenabschnitte 26 können vorzugsweise relativ zum
Rahmen bewegt werden. Diese Verschiebung ist in wenigstens zwei
Translationsrichtungen – vertikal
und horizontal – möglich. In 12 sind
diese Richtungen mit y und z bezeichnet, während die Bewegung der bandartigen
Folie 27 entlang der x-Achse erfolgt. Die Bewegung entlang
der y-Achse wird in der vorliegenden Ausführungsform erreicht, indem
man einen Vorsprung 24 der starren Liegenabschnitte 26 in
einem dedizierten Schlitzabschnitt 23 gleiten lässt. Die
z-Bewegung wird durch einen Kolben 22 der Liegenträger 29 bewirkt,
die in einem Zylinder 21 auf und ab bewegt werden können.
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In
den Liegenträgern 29 oder
in ihrer unmittelbaren Umgebung ist ein Verstellmittel, vorzugsweise
ein (nicht veranschaulichtes) motorgetriebenes Mittel, angeordnet.
Dieses Verstellmittel kann die Position der Liege in der x-, der
y- und/oder der z-Richtung auf der Grundlage eines Steuersignals
steuern. Dieses Signal kann das Steuersignal von dem Steuerungsmittel 44 in 7 sein.
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Anstelle
des Verstellens – oder
als Ergänzung
zum Verstellen – der
Position der Liege könnte das
Steuersignal von dem Steuerungsmittel 44 in 7 zum
Verstellen der Behandlungsstrahlungsquelle verwendet werden. Eine
solche Verstellung könnte
das Verstellen der Position der Behandlungsstrahlungsquelle relativ
zum Zielvolumen durch Bewegen des Strahlungskopfes entlang des Bogenabschnitts
des inneren Rahmens sein.
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Darüber hinaus
kann die Strahlungsdosis auf der Grundlage des Steuersignals unter
Berücksichtigung
von Veränderungen
der Tumorgröße angepasst werden.
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Mit
dem Strahlungsgerät
gemäß der vorliegenden
Erfindung ist es somit möglich,
das Zielvolumen mit der Behandlungsstrahlungsquelle zu bestrahlen
und dann ein Bild der Gewebe und Organe, die dem Zielvolumen entsprechen,
mittels des diagnostischen Strahlungssystems und der diagnostischen
Strahlungsquelle aufzunehmen. Das Bild wird mit einem Referenzbild,
zum Beispiel in dem Behandlungsplan, verglichen, und jegliche Unterschiede
in der Position des Patienten und/oder der Größe, Gestalt und relativen Position
des Tumors zwischen den Bildern werden dafür verwendet, die nachfolgende
Behandlung zu korrigieren. Dieses Verfahren kann vollständig oder
teilweise automatisiert werden, so dass allenfalls geringes menschliches
Eingreifen erforderlich ist. Im Stand der Technik muss der Patient
von dem Strahlungsgerät
zu einem Diagnosegerät
und dann zurück
verbracht werden, um zum gleichen Resultat zu gelangen. Deshalb
spart die vorliegende Erfindung Kosten und optimiert den Strahlungstherapieprozess.
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In 13 ist
eine Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform eines Strahlungsgerätes mit
einem diagnostischen Bildgabesystem gemäß der vorliegenden Erfindung
veranschaulicht. In 14 ist das Strahlungsgerät von 13 in
einer Schnittansicht entlang der Linie A-A in der axialen Richtung veranschaulicht.
Ein Strahlungskopf 8 mit einer Behandlungsstrahlungsquelle 9 und
vorzugsweise einer dia-gnostischen Strahlungsquelle 10 ist
mechanisch durch einen mit 1 bezeichneten inneren Rahmenteil gelagert.
In der vorliegenden Ausführungsform
umfasst der innere Rahmenteil 1 einen Kopftragarm 213,
einen Ringabschnitt 201 und ein Gegengewicht 206.
Darüber
hinaus ist ein Detektor 30 mit Hilfe eines Befestigungsmittels 38 in
dem inneren Rahmenteil 1 angeordnet. Der Kopftragarm 213 und
vorzugsweise das Befestigungsmittel 38 sind entlang des Ringabschnitts 201 beweglich,
was bedeutet, dass sich der Strahlungskopf 8 um eine Drehachse 11 herum
drehen kann. Ein Patient 12 mit einem zu bestrahlenden
Behandlungsvolumen 13 befindet sich auf einer körperstützenden
Liege 20 und ist vorzugsweise so positioniert, dass das
Zielvolumen 13 an der Drehachse 11 positioniert
ist.
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Der
innere Rahmenteil 1 ist durch einen ersten drehbaren Träger 204 und
einen zweiten drehbaren Träger 205 eines äußeren Rahmenteils 2 gelagert.
Der äußere Rahmenteil
enthält
einen allgemein C-förmigen
Gierabschnitt 207, der drehbar durch eine Drehverbindung 208 an
einem Tragabschnitt 209 gelagert ist. Der erste drehbare
Träger 204 und der
zweite drehbare Träger 205 sind
an Vorderenden 202 bzw. 203 des Gierabschnitts 207 angebracht. Somit
ist der innere Rahmenteil 1 mit zwei Lagerstellen S relativ
zum äußeren Rahmenteil 2 versehen. Diese
Lagerstellen S befinden sich auf jeder Seite des Behandlungsvolumens 12 in
einer radialen Richtung. Der Strahlungskopf 8 mit der Behandlungsstrahlungsquelle 9 und
der diagnostischen Strahlungsquelle 10 kann um die Drehachse 11 herum
gedreht werden und kann so das Zielvolumen 13 mit der Behandlungsstrahlung
bestrahlen und Bilder davon mit der diagnostischen Strahlung von
allen Richtungen, einschließlich
von unten, aufnehmen. Um eine nicht-koplanare Behandlung zu erreichen,
wird der innere Rahmenteil 1 entweder durch die drehbaren Träger 204, 205 um
eine vertikale Drehachse 210 oder durch die Drehverbindung 208 um
eine horizontal Drehachse 214 gedreht.
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In 13 mag
man erkennen, dass, weil sich der erste drehbare Träger 204 und
der zweite drehbare Träger 205 in
derselben Ebene wie der Strahlungskopf 8 befinden und der
Ringabschnitt 201 von der vertikalen Achse 210 verschoben
ist, der Ringabschnitt 201 ein Drehmoment an den äußeren Rahmenteil 2 anlegt,
das dazu neigen würde,
die Drehverbindung 208 in eine Drehbewegung zu versetzen.
Um dieses Drehmoment auszugleichen, ist ein Gegengewicht 206 an
dem Ringabschnitt 201 befestigt. Dieses Gegengewicht 206 ist
an dem Ringabschnitt befestigt und folgt nicht der Drehung des Strahlungskopfes 8 und
optional des Detektors 30.
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Was
die erste Ausführungsform
des Strahlungsgerätes
in 2 anbelangt, bietet die Ausführungsform der 13 und 14 einen
sehr stabilen Rahmen, was zu einer Drehgeschwindigkeit des Strahlungskopfes
und des Detektor bis hinab zu 6 s je Umdrehung führt. Eine solche schnelle Drehung
ist für
das diagnostische Bildgabesystem bestens geeignet, weil der Patient
während
dieser kurzen Drehdauer sehr ruhig liegen kann, was wiederum die
Genauigkeit und Auflösung
der erhaltenen Bilder erhöht.
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Eine
weitere Ausführungsform
eines Strahlungsgerätes
gemäß der vorliegenden
Erfindung ist in den 15 und 16 veranschaulicht.
Diese Ausführungsform ähnelt der
ersten Ausführungsform,
die oben in Verbindung mit den 2–6 besprochen
wurde, außer
dass die zwei inneren Ringabschnitte 4, 5 in den 2–6 zu
einem einzelnen Ringabschnitt 104 verschmolzen wurden.
Dieser Ringabschnitt 104 eines inneren Rahmenteils 1 ist durch
einen ersten und einen zweiten Tragabschnitt 6 bzw. 7 eines äußeren Rahmenteils 2 drehbar
gelagert. Wie in der Schnittansicht des Strahlungsgerätes in 16 – entlang
der Linie A-A von 15 – deutlicher zu sehen ist,
ist der Ringab schnitt 104 mit zwei Lagerstellen S relativ
zum äußeren Rahmenteil 2 auf gegenüberliegenden
Seiten eines Behandlungsvolumens 13 in einem Patienten 12 angeordnet.
Der Patient 12 wiederum ist auf einer körperstützenden Liege 20 angeordnet,
die durch den inneren und den äußeren Rahmenteil 1 bzw. 2 hindurchreicht.
Diese stabile Anordnung macht eine schnelle Drehung möglich, ohne
dass nennenswerte Bewegungsartefakte um eine Drehachse 11 herum
entstehen, die sich vorzugsweise in dem Behandlungsvolumen 13 befinden.
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In
dem Ringabschnitt 104 ist ein Strahlungskopf 8 mit
einer Behandlungsstrahlungsquelle 9 und vorzugsweise einer
dia-gnostischen Strahlungsquelle 10 angeordnet. Auf der
gegenüberliegenden
Seite der Drehachse 11 ist ein Detektor 30 in
dem Ringabschnitt angeordnet, um diagnostische Strahlung von der
diagnostischen Strahlungsquelle 10 zu detektieren, die
den Patienten 12 durchdringt. Dieser Detektor 30 ist
vorzugsweise ebenfalls dafür
geeignet, energiereiche Strahlung von der Behandlungsstrahlungsquelle 9 zu
detektieren, und kann zum Beispiel als eine der Detektorskonstruktionen
in den 7–9 realisiert
werden.
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Die
beschriebenen Ausführungsformen
des Strahlungsgerätes
bilden lediglich Beispiele möglicher
Anordnungen gemäß der vorliegenden
Erfindung. Der Grundgedanke ist, dass das Strahlungsgerät einen
sehr stabilen Rahmen hat, was eine Voraussetzung für hohe Drehgeschwindigkeiten
ist. Diese stabile Rahmenkonstruktion erreicht man durch Lagern
des inneren Rahmenteils mit der Behandlungs- und der diagnostischen
Strahlungsquelle und dem Detektor durch den äußeren Rahmenteil an zwei Lagerstellen,
die sich auf gegenüberliegenden
Seiten des Behandlungsvolumens in dem Patienten befinden.
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Die
oben beschriebenen Ausführungsformen sind
lediglich Beispiele, und es versteht sich, dass die vorliegende
Erfindung nicht darauf beschränkt
ist. Weitere Modifikationen, Änderungen
und Verbesserungen, die auf den zugrunde liegenden Grundprinzipien
basieren, die im vorliegenden Text offenbart und beansprucht werden,
liegen innerhalb des Geltungsbereichs der Erfindung.