DE69409234T2

DE69409234T2 - Strahlungstherapiesystem

Info

Publication number: DE69409234T2
Application number: DE69409234T
Authority: DE
Inventors: Timothy Holmes; Thomas Rockwell Mackie; Stuart Swerdloff
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1993-06-09
Filing date: 1994-06-08
Publication date: 1998-08-27
Anticipated expiration: 2014-06-09
Also published as: EP0810005A2; JPH08511452A; IL122219A; EP0810006B1; EP0810006A3; EP0810006A2; WO1994028971A2; EP0703805B1; US5724400A; DE69426036T2; DE69409234D1; DE69425762D1; IL109960A0; WO1994028971A3; EP0810005B1; EP0703805A1; EP0810005A3; IL109960A; DE69426036D1; DE69425762T2

Description

HINTERGRUND

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein Strahlentherapiegeräte für die Behandlung von Tumoren oder dergleichen und im spezielleren ein Strahlentherapiegerät, dessen Winkelrotation eingeschränkt ist. Die vorliegende Erfindung betrifft auch einen gemeinsam mit dem Strahlentherapiegerät vorgesehenen Kollimator, wobei der Kollimator verwendet wird, um die Breite eines Fächerstrahls zu verändern, um die für eine Strahlentherapiesitzung erforderliche Zeit zu verkürzen, während eine präzise Steuerung der vom Patienten empfangenen Strahlungsdosen zugelassen wird.

Beschreibung des Standes der Technik

Medizinische Geräte für die Strahlentherapie behandeln Tumorgewebe mit Strahlung hoher Energie. Die Dosis und die Plazierung der Dosis müssen präzise gesteuert werden, um zu gewährleisten, daß der Tumor sowohl ausreichend bestrahlt wird, um zerstört zu werden, als auch, daß die Schädigung des umgebenden und benachbarten nichttumorartigen Gewebes minimiert wird.
Bei Strahlentherapie mit externer Quelle wird eine Strahlenquelle verwendet, die sich außerhalb des Patienten befindet, typischerweise entweder ein Radioisotop, wie &sup6;&sup0;Co, oder eine Röntgenstrahlungsquelle hoher Energie, wie ein Linearbeschleuniger. Die externe Quelle erzeugt einen parallel gerichteten Strahlungsstrahl, der entlang einer Strahlungsachse zu einer Tumorstelle gerichtet ist. Obwohl bei der Strahlentherapie mit externer Quelle die Nachteile chirurgisch invasiver Verfahren vermieden werden, wird dadurch unerwünscht, aber notwendigerweise ein beträchtliches Volumen an nichttumorartigem gesundem Gewebe innerhalb des Wegs des Strahlungsstrahls bestrahlt, während der Strahl durch den Patienten hindurch zur Tumorstelle gelangt.
Die negative Wirkung der Bestrahlung von gesundem Gewebe kann verringert werden, während eine bestimmte Strahlungsdosis im Tumorgewebe beibehalten wird, indem der Strahlungsstrahl entlang einer Vielzahl von Strahlungsachsen in den Patienten projiziert wird, wobei die Strahlen an der Tumorstelle konvergieren. Wenn der Strahlungsstrahl eine Vielzahl von Strahlungsachsen entlang gelenkt wird, ändern sich die speziellen Volumselemente von gesundem Gewebe entlang des Wegs des Strahlungsstrahls, wodurch die Gesamtdosis für jedes solche Element an gewundenem Gewebe während der gesamten Behandlung verringert wird.
Strahlen können entlang einer Vielzahl von Strahlungsachsen in drei Dimensionen zu einem Tumor gelenkt werden. Indem der Strahlungsstrahl in unterschiedlichen Winkeln in drei Dimensionen zur Tumorstelle gelenkt wird, wird die Tumorstelle von der größtmöglichen Anzahl an Richtungen "ins Kreuzfeuer genommen" und die einzelnen Voxel an gesundem Gewebe, die vom Strahlungsstrahl durchquert werden, erhalten eine geringe Strahlungsdosis.
Die Bestrahlung von gesundem Gewebe wird ebenfalls verringert, indem der Strahlungsstrahl genau mit dem allgemeinen Querschnitt des Tumors senkrecht zur Bestrahlungsachse parallel gebündelt wird. Es gibt zahlreiche Systeme, um eine solche Parallelrichtung in Umfangsrichtung herzustellen, von denen einige mehrere gleitende Blenden verwenden, die stückweise eine strahlenundurchlässige Maske mit willkürlichen Umrissen erzeugen können.
Abgesehen davon, daß er die Bestrahlung von gesundem Gewebe verringert, kann ein genau parallel gebündelter Strahl die zur Beendigung der Therapiesitzung erforderliche Zeit minimieren. So kann ein Strahl eingesetzt werden, der dem gesamten Querschnitt eines Tumors, wie von der Strahlungsquelle gesehen, gegenüberliegt, wenn die Quelle in unterschiedliche Winkel gedreht wird. Bei ein solchen "Dickstrahl"-Systemen wird die Bestrahlung von gesundem Gewebe um einen Tumor begrenzt, indem der Strahlungsstrahl auf den allgemeinen Querschnitt des Tumor senkrecht zur Achse des Strahlungsstrahls parallel gebündelt wird. Wenn ein solcher Kollimator für einen dicken Strahl verwendet wird, kann die Bestrahlung in einer begrenzten Zahl von Winkeln erreicht werden, und daher können die Therapiesitzungen rasch durchgeführt werden.
Die Behandlung von Tumoren, die in einer einzigen Ebene konvex sind, kann auf einfache Weise durchgeführt werden, indem die unterschiedlichen Strahlungsachsen des Strahls auf Winkel innerhalb dieser Ebene beschränkt werden. Bei solchen Tumoren kann der Tumor durch eine einzelne Drehung der Strahlungsquelle um eine geeignete Rotationsachse adäquat bestrahlt werden. Ein herkömmliches System, bei dem die Strahlungsachse auf eine einzige Ebene beschränkt wird, ist jedoch inadäquat, um Tumore zu bestrahlen, die innerhalb einer Rotationsebene konkav sind (wie es üblicherweise der Fall ist).
Daher werden im allgemeinen mehrere mit Gelenk versehene Bestrahlungsquellen bevorzugt, weil sie uneingeschränkt fähig sind, Tumore aus praktisch jedem Winkel zu bestrahlen, wodurch die Bestrahlung einzelner Voxel an gesundem Gewebe minimiert wird und es ermöglicht wird, daß auf Tumore, die in einer einzigen Ebene konvex sind, in dieser Ebene unabhängig von der räumlichen Orientierung der Ebene abgezielt wird.
Für eine noch präzisere Dosisplazierung könnte eine mehrfach angelenkte Strahlungsquelle verwendet werden, wobei Scheibentherapie eingesetzt wird.
Bei der Scheibentherapie wird ein Kollimator zwischen einer Strahlungsquelle und einem Patienten eingesetzt. Der Kollimator läßt einen dünnen Fächerstrahl durch, der auf eine Scheibe des zu bestrahlenden Tumors gelenkt ist, indem auf jede Tumorscheibe getrennt gezielt wird, wobei die innerhalb des Tumorbereichs und auf umgebende Bereiche abgegebene Strahlung in Ebenen parallel zur Scheibenebene gesteuert werden kann.
Die US-A-4.230.129 offenbart eine Vorrichtung, die dazu ausgebildet ist, das Radiofrequenzbehandlungsgerät mit dem Ausgang eines Körperscanners zu verbinden, so daß die exakte Position und Konfiguration des Tumors aufgetragen werden kann. Die Applikatorscheiben oder -platten werden orbitartig bewegt, so daß der Tumor immer in der Achse zwischen den Applikatorplatten liegt.
Die US-A-4.233.5 19 offenbart ein Strahlungstherapiegerät mit einer Stützeinrichtung, um die Strahlungsquelle um einen Zielbereich herum zu drehen.
Bei jedem System, ob es sich um ein System mit nur einer Ebene oder um ein gelenkiges System handelt, bei dem Scheibentherapie eingesetzt wird, sind, während dünne Scheiben die Strahlung präziser abgeben, bei dünner werdenden Scheiben mehr Rotationen des Umgreiforgans notwendig, um einen bestimmten Tumor zu bestrahlen. Das verlängert die Behandlungszeit, weil die Rotationsgeschwindigkeit des Umgreiforgans durch seine Fluenz begrenzt ist, die unabhängig von der Fächerstrahlenbreite im wesentlichen konstant ist. Wenn die Rotationsgeschwindigkeit des Umgreiforgans erhöht wird, verringert sich die von der Tumorscheibe absorbierte Bestrahlung.
Auf ähnliche Weise führt eine Erhöhung der Anzahl an Bestrahlungswinkeln zu einer präziseren Bestrahlung. Jedoch nimmt die Therapiezeit, die notwendig ist, um einen Tumor vollständig zu bestrahlen, mit steigender Anzahl an Bestrahlungswinkeln zu.
Das Gleichgewicht zwischen Behandlungszeit und Präzision wird durch zwei gegensätzliche Konstruktionsansätze für ein System auf Kompensatorbasis veranschaulicht. Bei einem Konstruktionsansatz wird ein dicker Strahl eingesetzt, bei dem ein Umfangskollimator in einer einzigen Ebene verwendet wird. Diese Konstruktion ermöglicht rasche Therapie, aber große Pixel und daher grobe Fluenzregulierung. Beim zweiten Konstruktionsansatz werden ein dünner Strahl und eine große Zahl an Bestrahlungswinkeln eingesetzt, und sie erfordern mehr Zeit pro Therapiesitzung, wobei die Fluenzregulierung feiner ist.
Abgesehen davon, daß sie langsamer ist, ist die Bestrahlung mit einem Gerät mit mehrfachem Gelenk kostspieliger, weil die Strahlungsbarrieren komplexer sind. Bei jeder Radiotherapiegerätekonfiguration ist es wichtig, gestreute, ungesteuerte Strahlung in einem Therapiebereich zu beschränken. Ungesteuerte Strahlung kann aus dem Therapiegerät heraus und zurück in einen Patienten oder eine Bedienungsperson gestreut werden. Strahlungsstreuung von einer Quelle mit mehrfachem Gelenk erfordert eine Schutzbarriere, die der Strahlungsquelle immer entgegengesetzt ist, wobei sich der Patient zwischen der Quelle und der Barriere befindet.
Idealerweise absorbiert die primäre Schutzbarriere die unabgeschwächten Röntgenstrahlen, die durch den Patienten gehen. Bei einer Quelle mit mehrfachem Gelenk muß die primäre Barriere beweglich sein, so daß sie jeden Winkel einnimmt, der der Strahlungsquelle direkt gegenüberliegt.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung bietet eine verbesserte Architektur eines Strahlungstherapiegeräts, bei dem die Bewegung der Strahlungsquelle auf eine einzige Ebene beschränkt ist. Diese Konfiguration mit einer Ebene bietet gegenüber der Systeme mit mehrfachem Gelenk eine Reihe von Vorteilen.
Im speziellen wird gemäß vorliegender Erfindung ein Umgreiforgan eingesetzt, das sich innerhalb einer Umgreifebene um einen Tisch nahe seiner Rotationsachse dreht. Eine Strahlungsquelle ist am Umgreiforgan befestigt, um einen Strahlungsstrahl, der eine Vielzahl von Strahlen umfaßt, während seiner Drehung zum Patienten hin zu lenken. Ein Kompensator, der zwischen der Strahlungsquelle und dem Patienten angeordnet ist, schneidet den Strahl und steuert die Intensität eines jeden Strahls nach einem Steuerungssignal auf Basis des Umgreifwinkels und der Position des Verschiebungstisches.
Ein erstes Ziel der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Strahlungstherapiesystem bereitzustellen, das leicht an hochpräzise Strahlungsplanungstechniken anzupassen ist. Durch Behandlung des Patienten Scheibe für Scheibe, wobei die Strahlung in Winkeln innerhalb einer einzelnen Ebene gelenkt ist, und durch Steuerung der Intensität eines jeden Strahls der Strahlung in Abhängigkeit vom Winkel, können Tumore mit beliebiger Gestalt präzise bestrahlt werden.
Das Umgreiforgan und die Strahlungsquelle können innerhalb eines ringförmigen Gehäuses eingeschlossen sein, das das vom Umgreiforgan umschriebene Volumen umfaßt. Diese Konfiguration trägt dazu bei, zu gewährleisten, daß der Tisch oder der Patient oder das Bedienungspersonal außerhalb des Wegs der sich drehenden Strahlungsquelle bleibt. Eine primäre Barriere kann so angeordnet sein, daß sie innerhalb des Umgreiforgans diametral entgegengesetzt zur Strahlungsquelle angeordnet werden kann. Die primäre Barriere schneidet und absorbiert Strahlung, wenn diese aus dem Patienten austritt. Das ringförmige Gehäuse des Umgreiforgans kann auch mit Materialien konstruiert werden, die für Streuungsabschirmung sorgen, um sie als stationäre sekundäre Barriere zu verwenden, um Streustrahlung innerhalb eines Therapiebereichs abzuschirmen. Weil die sekundäre Barriere nicht mit der Strahlungsquelle rotieren muß, kann die sekundäre Barriere schwerer und wirksamer sein.
Bei einer Ausführungsform dreht sich das Umgreiforgan kontinuierlich, wenn der Tumor entlang der Rotationsachse verschoben wird, so daß ein Volumen mit beliebiger Länge behandelt werden kann. Der Kompensator wird als Funktion sowohl des Umgreifwinkels als auch der Tischposition gesteuert.
Daher besteht ein Ziel einer solchen Ausführungsform der Erfindung darin, die vereinfachte Architektur der vorliegenden Erfindung auf solche Weise einzusetzen, daß für problemlose Bestrahlung von Volumina gesorgt wird, die sich entlang der Rotationsachse und weiter als der Strahlungsstrahl erstrecken. Wie nachstehend im Detail beschrieben wird, gleicht der resultierende spiralförmige Weg der sich ändernden Bestrahlungsachse, der durch die kontinuierliche Drehung des Umgreiforgans und die gleichzeitige Tischbewegung erzeugt wird, das bestrahlte Feld aus, wodurch "Spalten" oder "heiße Punkte" im bestrahlten Feld verringert werden.
Außerdem verbessert spiralförmiges Abtasten die Behandlungsgeschwindigkeit, indem die Notwendigkeit ausgeschaltet wird, den Patienten zur Neupositionierung zwischen 360º Rotationen des Umgreiforgans zu beschleunigen und zu verlangsamen, wie es notwendig sein könnte, wenn der Patient entlang einer Reihe voneinander unterschiedlicher Scheiben behandelt wird, die senkrecht zur Rotationsachse verlaufen und entlang der Verschiebungsachse voneinander getrennt sind.
Bei einer anderen Ausführungsform kann das Umgreiforgan nicht nur eine Strahlungsquelle zur Strahlentherapie tragen, sondern auch eine Röntgenstrahlenquelle mit geringer Energie und eine gegenüberliegende Detektoranordnung, um Daten für computerisierte tomographische Rekonstruktionen zu erlangen, während sich das Umgreiforgan dreht.
Das Ziel dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung besteht darin, die Zeit zu verringern und die Präzision sowohl der Therapieplanung als auch der Therapiesitzungen zu verbessern, so daß sowohl Planung als auch Therapie in kurzer Analolge durchgeführt werden können. Durch Einschränkung der Bewegungsfreiheit des Strahlentherapiesystems auf eine einzige Ebene besteht eine verbesserte Korrelation zwischen den Daten, die vom tomographischen Bilderzeugungssystem erzeugt werden, und den Daten, die erforderlich sind, um das Strahlungstherapiesystem zu steuern. Die ähnlichen Geometrien der beiden Systeme erlauben ihre wirksame Kombination.
Die vom Computertomographiegerät entwickelten tomographischen Bilder können die notwendigen Daten liefern, um Signale zur Steuerung des Kompensators zu erzeugen.
Bei einer Ausführungsform identifiziert der Therapeut den Tumor direkt unter Bezugnahme auf das tomographische Bild.
Dadurch, daß das tomographische Bilderzeugungssystem und das Strahlungstherapiesystem auf einem gemeinsam Umgreiforgan vorhanden sind, kann jedesmal, wenn ein Patient eine Behandlung erhalten soll, ein neues tomographisches System erzeugt werden. Der Radiologe kann das Bild betrachten und verwenden, um das Therapieprotokoll einzustellen, während ein Patient auf dem Verschiebungstisch bleibt.
Wieder ein anderes Ziel besteht darin, ein Verfahren bereitzustellen, um die Position des Tumors während der Therapie aufzuspüren und eine Therapiesitzung zu beenden, wenn sich der Tumor in einer unvorhergesehenen Position befindet. Das Computertomographiegerät liefert Bilder vom Patienten, die mit dem während der Behandlungsplanung erzeugten Bild in Beziehung gebracht werden können. Wenn sich der Patient bewegt, kann der Mechanismus die Strahlungsquelle automatisch abschalten oder einen Therapeuten wegen der Bewegung alarmieren.
Die vorliegende Erfindung umfaßt vorzugsweise auch einen Kollimator, der mit einem Fächerstrahlenabschwächungskompensator arbeitet, um die Dicke und Ausrichtung eines Fächerstrahls während der Strahlungstherapie zu variieren. Durch Veränderung der Dicke des Fächerstrahls kann die Bestrahlung von gesundem Gewebe in Scheiben an den Enden des Tumors reduziert werden, und/oder können mehrere Scheiben reduziert werden und/oder mehrere Scheiben gleichzeitig behandelt werden.
Im speziellen arbeitet ein solcher Kollimator in Verbindung mit einem Abschwächmittel, das zwischen der Strahlungsquelle und dem Patienten angeordnet ist. Das Abschwächmittel kann die Intensität der Strahlen des Fächerstrahls unabhängig voneinander steuern. Der Kollimator kann eine erste und eine zweite strahlenundurchlässige Backe umfassen, die innerhalb des Fächerstrahls angeordnet sind und sich entlang eines gekrümmten Wegs zusammen und auseinander bewegen. Wenn sie durch die Backen nicht abgeschlossen ist, beleuchtet die Strahlungsquelle ein Strahlungsfenster am Patienten. Wenn die Backen beisammen sind, absorbieren sie den Fächerstrahl, und wenn sie voneinander entfernt sind, definieren sie einen parallel gebündelten Strahl, wobei die erste Backe die erste Parallbündelungskante definiert und die zweite Backe die zweite Parallelbündelungsbacke des Strahls definiert. Eine Verschiebungseinrichtung bewegt ein Behandlungsvolumen entlang einer Verschiebungsachse bezogen auf die Strahlungsebene, wobei die relative Bewegung zwischen dem Behandlungsvolumen und der Strahlenebene bewirkt, daß das Behandlungsvolumen zuerst durch die erste Kante des parallelgebündelten Strahls geht und als zweites durch die zweite Kante des parallelgebündelten Strahls geht. Ein Bewegungsmechanismus bewegt die gegenüberliegenden Kanten der ersten und der zweiten Backe innerhalb des Fächerstrahls zusammen und auseinander, so daß die Dicke des dazwischen hindurchgehenden parallel gebündelten Strahls in Abhängigkeit von der relativen Position des Strahlungsfensters in bezug auf das Behandlungsvolumen gesteuert wird. Weiters ist die Bewegung der Backen insofern allgemein, als jede Backe die Strahlenmittellinie kreuzen kann.
Somit besteht ein weiteres Ziel von Ausführungsformen der Erfindung darin, ein Strahlungstherapiegerät bereitzustellen, das bestimmen kann, welche benachbarten Abschnitte eines Tumors gleichzeitig mit Strahlung behandelt werden können.
Ein Vergleichsmodul empfängt Sinogramme für jede einzelne Scheibe eines Behandlungsvolumens. jedes Sinogramm umfaßt lntensitätsdaten für jeden Strahl des Fächerstrahls für jeden Winkel um diese Scheibe. Das Vergleichsmodul vergleicht die Sinogramme benachbarter Scheiben des Tumor und erzeugt einen Differenzwert. Wenn zwei verglichene Sinogramme ähnlich sind, werden die beiden benachbarten Scheiben wie eine behandelt.
Ein weiteres Ziel bestimmter Ausführungsformen der Erfindung besteht darin, ein Strahlungstherapiegerät bereitzustellen, das fähig ist, den Fächerstrahl relativ zur Ebene der Umgreiforgandrehung auszurichten. Dadurch, daß der Kollimator so konstruiert ist, daß die getrennten Backen die Mittellinie des Fächerstrahls kreuzen können, kann die Richtung des Fächerstrahls in einem Winkel relativ zur Ebene der Umgreiforgandrehung ausgerichtet werden. Diese Ausrichtung ermöglicht das dreidimensionale Zielen auf eine Tumorstelle und sorgt daher für größere Wahlmöglichkeiten bei der Therapie.
Die obigen und andere Ziele und Vorteile der Erfindung und ihrer Ausführungsformen werden durch die folgende Beschreibung deutlich werden. In der Beschreibung wird auf die beiliegenden Zeichnungen Bezug genommen, die einen Teil davon bilden und in denen durch Veranschaulichung mehrere bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung gezeigt werden. Diese Ausführungsformen stellen nicht notwendigerweise den vollen Schutzumfang der Erfindung dar, und daher muß auf die Ansprüche Bezug genommen werden, um den Schutzumfang der Erfindung zu interpretieren.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist eine Teilschnittansicht des Strahlungstherapiegeräts gemäß vorliegender Erfindung;
Fig. 2 ist eine Querschnittansicht des Therapiegeräts von Fig. 1 entlang Linie 2-2 von Fig. 1, die die laterale Ausrichtung der Behandlungs- und Bilderzeugungsquellen zeigt;
Fig. 2(a) ist eine Querschnittansicht des Therapiegeräts von Fig. 1 entlang Linie 2A-2A von Fig. 2, die die radiale Ausrichtung der Behandlungs- und Bilderzeugungsquellen sowie der Detektoranordnung zeigt;
Fig. 3 ist eine perspektivische Ansicht der gemäß vorliegender Erfindung verwendeten Kompensatoranordnung, die die Kompensatorblätter und die ihnen zugeordneten Bewegungsquellen (z.B. Pneumatikzylinder) zeigt;
Fig. 4 ist ein Querschnitt der Kompensatoranordnung von Fig. 3 entlang Linie 4-4, der den trapezförmigen Aspekt eines jeden Kompensatorblattes für einen Strahlungsfächerstrahl und die Führungsschienen zum Halten der Kompensatorblätter zeigt, wenn sie sich bewegen;
Fig. 5 ist eine aufgeschnittene perspektivische Ansicht eines Satzes Führungsschienen und eine Blatts von Fig. 4, das eine Einfassung zeigt, um das Blatt in seiner vollständig geschlossenen Position zu halten;
Fig. 6 ist eine Aufrißansicht der Kollimatorbackenanordnung, die zwischen einer Strahlungsquelle, einer Kompensatoranordnung und einem Patienten mit einem Tumor angeordnet ist;
Fig. 7 ist eine Querschnittansicht der Backen der Kollimatoranordnung von Fig. 6 entlang Linie 7-7, die eine Schraube und eine Mutter zeigt, die verwendet wird, um die Backen einen Weg entlang zu verschieben;
Fig. 8 ist ein Blockdiagramm, das die Elemente einer Strahlungstherapievorrichtung zeigt, die einen herkömmlichen Computertomographiescanner und den Kompensator enthält und einen Computer umfaßt, der sich dazu eignet, den Kompensator durch die vorliegende Erfindung zu steuern;
die Fig. 9(a)-(d) sind Dosisverteilungen eines hypothetischen tumorartigen Bereichs, die die Dosisintensität durch Linien gleicher Dosis zeigen, wobei Fig. 9(a) eine gewünschte Dosisverteilung zeigt und die Fig. 9(b), (c) und (d) aufeinanderfolgende tatsächliche Dosisverteilungen nach zwei, drei und zehn Schritten durch die vorliegende Erfindung zeigen;
Fig. 10 ist eine schematische Darstellung eines Strahlungstherapie erhaltenden Patienten, die den Streuungskern und das Koordinatensystem zeigen, die verwendet werden, um die vorliegende Erfindung zu beschreiben;
Fig. 11 ist eine perspektivische Darstellung eines monodirektionalen Streuungskerns, der einem Strahlungsstrahl in einem Umgreifwinkel zugeordnet ist;
Fig. 12 ist eine perspektivische Darstellung eines multidirektionalen Verbundstreuungskerns, der einer Vielzahl von Strahlungsstrahlen in mehreren Umgreifwinkeln zugeordnet ist;
Fig. 13 ist ein Blockdiagramm, das den Fluenzprofilrechner darstellt, der einen gewünschten Dosisplan erstellt und ein Fluenzprofil berechnet;
Fig. 14 ist ein Blockdiagramm, das das Gesamtiterationsverfahren zur Steuerung des Kompensators darstellt, bei dem das Fluenzprofilberechnungsverfahren von Fig. 13 eingesetzt wird;
die Fig. 15(a)-(c) sind perspektivische Ansichten von Diagrammen, die den Fehler zwischen der gewünschten Dosisverteilung und der tatsächlichen Dosisverteilung zeigen, die bei der vorliegenden Erfindung für einen, zwei bzw. vier Iterationsschritte erhalten werden;
die Fig. 16(a)-(c) sind eine perspektivische Ansicht eines vereinfachten Tumors und Graphen, die Spalten oder heiße Punkte zeigen, die aus zwei einander überschneidenden Radiotherapiestrahlen resultieren können;
Fig. 17(a) ist eine perspektivische Ansicht des vereinfachten Tumors von Fig. 16(a), und die Fig. 17(b)-(e) sind Graphen, die die Strahlungsstrahlposition relativ zum Tumor in
Fig. 17(a) aus verschiedenen Umgreifwinkeln während einer Sitzung für spiralförmige Therapie zeigen;
die Fig. 18(a)-(e) sind eine perspektivische Ansicht des vereinfachten Tumors von Fig. 16(a) und Graphen, die die kumulierte Strahlungsdosis zeigen, die an den Tumor in Fig. 18(a) zu unterschiedlichen Zeitpunkten während einer Sitzung für spiralförmige Therapie abgegeben wird, wobei jeder Graph in den Fig. 18(b)-(e) einem benachbarten Graph in den Fig. 17(b)-(e) entspricht;
Fig. 19 ist ein Blockdiagramm, das den Bewegungsmechanismusbetrieb zeigt;
Fig. 20 ist eine perspektivische Ansicht eines vereinfachten Tumors mit einem dünnen Abschnitt und einem dicken Abschnitt;
die Fig. 21(a)-(c) sind Graphen, die Probenscheibensinogramme für entsprechend numerierte Ebenen des Tumors von Fig. 20 zeigen. Jedes Sinogramm ist dreidimensional und enthält Strahlenbreitenintensitätsdaten für jedes Abschwächungsblatt des Kompensators in jedem Umgreifwinkel für eine einzelne Scheibe des Tumors;
Fig. 22 ist ein Blockdiagramm, das das Verfahren zum Erzeugen eines Bestrahlungszonenplans aus ähnlichen Sinogrammen darstellt;
die Fig. 23(a)-(c) sind perspektivische Ansichten, die die sich ändernde räumliche Beziehung zwischen den Kollimatorbacken eines Therapiesystems mit spiralförmiger Abtastung zeigen, bei dem die Backen eine feststehende Trennung beibehalten, wenn der Tumor bezogen auf die Backen verschoben wird;
die Fig. 23(d)-(f) sind Seitenansichten, die den perspektivischen Ansichten der Fig. 23(a)- (c) entsprechen; und
die Fig. 24(a)-(c) sind perspektivische Ansichten, die die Bewegung der Kollimatorbacken zeigen, wenn ein Tumor bezogen auf die Backen verschoben wird;
die Fig. 24(d)-(f) sind Seitenansichten, die den perspektivischen Ansichten der Fig. 24(a)- (c) entsprechen.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform

Unter Bezugnahme auf Fig. 1 umfaßt ein Strahlentherapiegerät 10, das eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt, eine stationäre, allgemein blockförmige Strahlungsbarriere 12, die aus einem Dickbeton oder einem anderen geeigneten strahl ungsabschwächenden Material konstruiert ist. Eine zylindrische Bohrung 1 3, die auf der horizontalen Bohrungsachse 15 zentriert ist, geht durch die Vorder- und die Rückfläche 24 bzw. 25 der Barriere 12 hindurch.
Ein Tisch 11, der entlang einer Translationsachse 17 angeordnet ist, kann entlang dieser Achse 1 7 durch die Bohrung 13 gleiten, zuerst durch die Vorderfläche und dann durch die Rückfläche 25. Der Tisch 11 wird entlang Führungsspuren 6 getragen und durch einen motorisierten Antrieb bewegt, wie nach dem Stand der Technik wohlbekannt, so daß seine Position durch einen Computer gesteuert werden kann, wie nachstehend beschrieben.
Auch auf Fig. 2 Bezug nehmend umfaßt die Bohrung 13 innere Ausnehmungen 16, 19 und 16', die jeweils allgemein zylindrisch und mit der Bohrungsachse 15 koaxial sind. Ausnehmung 16 ist nahe der Vorderfläche 24 der Schutzbarriere 12 angeordnet und nimmt die radial äußere Kante eines ringförmigen Kugellagers 27 auf, wie nachstehend beschrieben. Ausnehmung 16' ist Ausnehmung 16 ähnlich, aber entlang der Achse der Bohrung 13 nahe der Rückfläche 25 der Schutzbarriere 12 versetzt. Ausnehmung 16' hält die radiale Außenkante des ringförmigen Kugellagers 27'.
In der Mitte zwischen den Ausnehmungen 16 und 16' befindet sich Ausnehmung 19, die einen größeren Radius aufweist als Ausnehmung 16 oder 16', so daß ein Volumen für das Halten verschiedener nachstehend beschriebener Ausrüstungen außerhalb des Volumens der Bohrung 13 ausgebildet wird.
Auf die Fig. 2 und 2a Bezug nehmend paßt ein ringförmiges Umgreiforgan 14, das radial um die Bohrungsachse 15 symmetrisch ist, in die Ausnehmungen 16, 16' und 19 und weist Außenflächen auf, die den Ausnehmungen 16, 16' und 19' im allgemeinen entsprechen. Das Umgreiforgan 14 wird an zwei Enden von den radial inneren Kanten der Lager 27 und 27' so getragen, daß es sich innerhalb der Barriere 12 auf diesen Lagern dreht. Das Umgreiforgan 14 ist nach innen allgemein konkav und weist einen Uförmigen Abschnitt 20 mit sich radial nach innen erstreckenden Wänden 21 auf, der innerhalb von Ausnehmung 19' gehalten wird. An der sich radial erstreckenden Wand 21, die der hinteren Kante 25 am nächsten ist, befindet sich eine Strahlentherapiequelle 32, die einen Fächerstrahl mit Hochenergiestrahlung 26 erzeugt, der zur Bohrungsachse 15 gerichtet ist und zu dieser senkrecht verläuft. Der Fächerstrahl 26 liegt im allgemeinen innerhalb einer Ebene 22 senkrecht zur Bohrungsachse 15 und ist immer zur Barriere 12 gerichtet.
Der Therapiequelle 32 auf der gegenüberliegenden Seite des Umgreiforgans 14 diametral entgegengesetzt ist eine primäre Barriere 107. Die primäre Barriere 107 begrenzt und absorbiert jeden Strahl 47, der aus dem Patienten austritt, und minimiert daher Streuung innerhalb eines Therapiebereichs. Zur Verifizierung kann eine Hochspannungsdetektoranordnung 105 an der Innenfläche der primären Barriere 107 angeordnet werden.
Eine Röntgenstrahlenquelle 28 und eine Bilderzeugungsdetektoranordnung 30 sind fest entlang der sich vertikal erstreckenden Wände 21 angeordnet, die dem vorderen Ende 24 der Barriere 12 am nächsten sind, so daß sie einen Röntgenstrahl 24 entlang einer Ebene parallel zur Ebene 22, aber von dieser beabstandet, und entlang einer Achse im wesentlichen im rechten Winkel zu jener des Fächerstrahls 26 lenken. Dieser Abstand zwischen der Ebene der Röntgenstrahlen 29 und der Fächerstrahlebene 22 gewährleistet ausreichend Platz innerhalb der Barriere 12, um die Therapiequelle 32 und die Röntgenstrahlenquelle 28 unterzubringen, und verhindert unerwünschte Signalinterferenz zwischen den beiden Systemen.
Die Strahlungsquelle 32, die primäre Barriere 107, die Röntgenstrahlenquelle 28 und der Röntgenstrahlendetektor 30 sind alle vom Volumen der Bohrung 13 entfernt, so daß sie mit einem Patienten innerhalb der Bohrung 13 bei Drehung des Umgreiforgans 20 nicht in Berührung kommen.
Das Umgreiforgan 20 kann von einer Welle 7 gedreht werden, die sich durch die Barriere 12 erstreckt und von einem herkömmlichen Mittel angetrieben wird. An der Welle ist eine (nicht gezeigte) Codiereinrichtung befestigt, um Signale zu liefern, die den genauen Winkel des Umgreiforgans 20 innerhalb der Barriere 12 anzeigen.
Nun auf Fig. 3 Bezug nehmend erzeugt eine Strahlentherapiequelle 32 einen allgemein konischen Strahlungsstrahl 34', der von einem Brennpunkt 35 ausgeht und zu einem (nicht gezeigten) Patienten gelenkt ist. Der konische Strahl 34 wird von einem strahlenundurchlässigen Kollimator 36, der aus einem Satz rechteckiger Kollimatorblätter 31 konstruiert ist, parallel gerichtet, um einen allgemein planaren Fächerstrahl 26 zu bilden, der um eine Fächerstrahlebene 38 zentriert ist, wobei der Fächerstrahl eine Breite 39, die entlang der Fächerstrahlebene gemessen ist, und eine senkrecht dazu verlaufende Dicke 37 aufweist. Wenn der Fächerstrahl 26 nicht absorbiert wird, definiert er ein Strahlungsfenster 33, das zum Patienten hin gerichtet ist.

1. Der Kompensator

Ein Kompensator 40 wird im Fächerstrahl 26 über dem Kollimator 36 und um die Fächerstrahlebene 38 zentriert, bevor die Strahlung vom Patienten aufgenommen wird, und umfaßt eine Vielzahl benachbarter trapezförmiger Blätter 41, die gemeinsam einen B6gen mit konstantem Radius um den Brennpunkt 35 bilden. Die Blätter 41 werden in Hüllen 43 gehalten. Die Hüllen 43 sind aus relativ strahlendurchlässigen Materialien konstruiert und an ihren Innenenden 44 an einer Montageplatte 45 befestigt, die bezogen auf den Brennpunkt 35 fixiert ist. Die Montageplatte 45 ist aus einem soliden, strahl ungsundurch lässigen Material konstruiert und direkt außerhalb des Fächerstrahls 26 angeordnet, um Interferenz mit dem Fächerstrahl 26 zu verhindern.
Vorzugsweise begrenzen die Blätter 41 des Kompensators 40 den gesamten Fächerstrahl 26, so daß der Fächerstrahl 26 in einen Satz benachbarter plattenförmiger Strahlen 47 in Versetzungswinkeln Φ unterteilt ist. Auch auf Fig. 4 Bezug nehmend ist jede Hülle 43 an ihrem äußeren Ende 48 offen, so daß sie gleitbar ein trapezförmiges Blatt 41 mit vergleichbarer Größe aufnimmt, das aus einem dichten, strahlenundurchlässigen Material, wie Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder einer verwandten Legierung konstruiert ist.
Jedes Blatt 41 kann vollständig innerhalb seiner entsprechenden Hülle 43 gleiten, so daß der mit dieser Hülle 43 verbundene Strahl 47 blockiert wird. Wenn das Blatt 41 seinen entsprechenden Strahl 47 blockiert, wird es als im "geschlossenen Zustand" befindlich bezeichnet. Die Hüllen 43 haben ausreichende Länge, damit jedes Blatt 41 aus dem Weg des Fächerstrahls 26 gleiten kann, so daß der ihm entsprechende Strahl 47 vollständig uneingeschränkt bleibt und es dennoch vom Rohr 43 geführt wird. In dieser Nichtblockierungsposition wird ein Blatt als im "offenen Zustand" befindlich bezeichnet.
Jedes Blatt 41 kann mit einem entsprechenden Pneumatikzylinder 51, der mit einer flexiblen Verbindung 50 mit dem Blatt 41 verbunden ist, rasch zwischen seinem offenen und seinem geschlossenen Zustand bewegt werden. Die Pneumatikzylinder 51 weisen (nicht gezeigte) Innenkolben auf, die durch Druckluft, die durch Zufuhrschläuche 52 an die Zylinder 51 gekoppelt ist, mit hoher Geschwindigkeit zwischen den Enden der Zylinder 51 bewegt werden können. Die Zufuhrschläuche 52 werden von einer nachstehend beschriebenen Kompensatorsteuerung versorgt. Die Pneumatikzylinder 51 können auf die Blätter 41 starke Kräfte ausüben, um sie rasch und voneinander unabhängig zwischen dem offenen und dem geschlossenen Zustand zu bewegen.
Nun auf die Fig. 4 und 5 Bezug nehmend werden die Blätter 41 innerhalb der Hülle 43 von Führungsschienen 54 gehalten und geführt, die in Einkerbungen 55 eingepaßt sind, die entlang der Kanten der Blätter 41 geschnitten sind. Die Einkerbungen 55 ermöglichen es, daß sie Führungsschienen 54 die Blätter 41 während der Bewegung zwischen dem offenen und dem geschlossenen Zustand gleitend innerhalb der Hüllen 43 halten.
Im geschlossenen Zustand wird das innere Ende 44 eines jeden Blattes 41 von einer starren, an der Montageplatte 45 befestigten Einfassung 58 gehalten, die das Blatt 41 präziser, als das durch die Führungsschienen 54 erfolgen kann, mit der Montageplatte 45 und somit mit dem Fächerstrahl 26 ausrichtet. Während die Führungsschienen 54, die idealerweise strahlendurchlässig sind, relativ insubstantiell sind, muß die außerhalb des Fächerstrahls 26 auf der Montageplatte 45 angeordnete Einfassung 58 nicht strahlendurchlässig sein und hat daher eine substantiellere Konstruktion. Eine (nicht gezeigte) Einfassung, die Einfassung 58 ähnlich ist, trägt jedes Blatt 41, wenn es sich vollständig im offenen Zustand befindet. Da sich die Blätter 41 die meiste Zeit über vollständig im offenen oder geschlossenen Zustand befinden, werden sie meist fest von einer tragenden Einfassung gehalten.

II. Der Kollimator

Auf Fig. 6 Bezug nehmend ist ein Kollimator 36 direkt innerhalb des Fächerstrahls 26 zwischen dem Kompensator 40 und dem Patienten 17 angeordnet und umfaßt zwei Backen 41, einen Backenweg 250 (am besten in Fig. 7 zu sehen) und zwei Servomotoren 253.
Jede Backe 31 ist ein rechteckiges Prisma und besteht, wie die Schwächungsblätter 41, aus einem dichten, strahlenundurchlässigen Material, wie Blei, Wolfram, Cer, Tantal oder einer verwandten Legierung. Die Backen 31 weisen einander gegenüberliegende ebene Flächen 249 auf, die im wesentlichen parallel zu benachbarten Fächerstrahlstrahlen 47 verlaufen. Jede Backe hat gegenüber ihrer oberen Fläche 249 auch eine Rückfläche 243. Die Backen 31 des Kollimators 36 sollten eine solche Größe haben, daß, wenn ihre ebenen Flächen 249 innerhalb des Fächerstrahls 26 aneinanderliegen, die Backen die gesamte Strahlbreite 39 und Dicke 37 begrenzen (siehe Fig. 3).
Jede Backe 31 ist mit zwei schwenkbar montierten linearen Lagern 244 versehen, die an ihren beiden Außenseiten befestigt sind. Ein gebohrtes Loch durch ihre Rückfläche 243 definiert eine Schraubenkammer 251. An der Innenwand einer jeden Schraubenkammer 251 befindet sich ein damit konzentrischer ausgehöhlter Kanal 252, der eine Mutter 239 fest aufnimmt.
Auch auf Fig. 7 Bezug nehmend werden die Backen von zwei bogenförmigen Stützstäben 245 getragen, die von den schwenkbar montierten linearen Lagern 244 aufgenommen werden. Die bogenförmigen Stützstäbe 45 bilden gemeinsam einen bogenförmigen Weg 250 mit konstantem Radius um den Brennpunkt 35. Der Weg 250 ist an seinen beiden äußeren Enden 242 angrenzend an die Rückflächen 243 der Backen 31 offen und ist lang genug, um beide Backen 31 des Kollimators 36 aufzunehmen. Wie in Fig. 6 zu sehen, sind die Stützspuren 245 des Wegs 250 an ihren Außenenden 247 an Montageelementen 246 befestigt. Die Montageelemente 246 sind bezogen auf den Brennpunkt 35 fixiert. Die Stützspuren 245 und die Montageelemente 246 sind aus strahlenundurchlässigem Material konstruiert und außerhalb des Fächerstrahls 26 angeordnet, um Interferenz mit dem Fächerstrahl 26 zu verhindern. Die Backen 31 können sich entlang des Wegs 250 ausreichend auseinander bewegen, um einen Spalt 221 zu definieren, der der Dicke 37 des Fächerstrahls 26 gleich ist.
Jede Backe 31 kann bezogen auf den Brennpunkt 35 und die andere Backe 31 mit einem Servomotor 253 bewegt werden, der durch eine flexible Verbindung 241 mit der Backenschraube 237 verbunden ist. Die flexible Verbindung 241 ermöglicht es, daß der Servomotor 253 stationär bleibt, während die zugeordnete Backe 31 den Bogenweg 250 entlang angetrieben wird. Die Backenschraube 237 befindet sich im Gewindeeingriff in der Mutter 239 einer jeden Backe 31. Die Servomotoren 253 werden bezogen auf das Umgreiforgan 20 stationär gehalten und werden auf eine nachstehend beschriebene Weise von einem Kollimatorsteuerungsmodul 72 gesteuert.

III. Strahlentherapiesteuerschaltung

Nun auf Fig. 8 Bezug nehmend wird die Strahlentherapiequelle 32 von einem Strahlensteuerungsmodul 60 gesteuert, das den Strahlungsstrahl 26 unter der Steuerung eines Computers 61 ein- und ausschaltet.
Ein Kompensatorsteuerungsmodul 62 stellt eine Druckluftquelle und Ventile bereit, um diese Luft durch Zufuhrschläuche 52 zu leiten, um die Pneumatikzylinder 51 getrennt zu steuern, um jedes Blatt 41 in seine und aus seiner entsprechenden Hülle 43 und dem Strahl 47 zu bewegen (siehe auch Fig. 3). Das Kompensatorsteuerungsmodul 62 ist auch mit dem Computer 61 verbunden, um die zu beschreibende Programmsteuerung des Kompensators 40 zu ermöglichen.
Ein Kollimatorsteuerungsmodul 64 steuert die räumliche Beziehung zwischen den Kollimatorbacken 31, sodaß ein einzelner in stabilem Zustand parallel gerichteter Strahl 26 bewirkt wird. Das Kollimatormodul 64 ist auch mit dem Computer 61 verbunden, so daß eine Programmsteuerung der zu beschreibenden Kollimatorbacken 31 ermöglicht wird.
Bei einem tomographischen Bilderzeugungssystem 63 sind die Röntgenstrahlenquelle 28 und die gegenüberliegende Detektoranordnung 30 vorteilhaft auf demselben Umgreiforgan 14 wie die Strahlungsquelle 32 montiert, so daß zu Planungszwecken vor der Strahlentherapie ein tomographisches oder Scheibenbild der bestrahlten Scheibe des Patienten 59 erzeugt wird. Steuerungsmodule für das tomographische Bilderzeugungssystem 63 umfassen: ein Röntgenstrahlen-Steuerungsmodul 67 zum Einund Ausschalten der Röntgenstrahlenquelle 28, und Datenerfassungssystem 68, um Daten von der Detektoranordnung 30 zu empfangen, um ein tomographisches Bild zu konstruieren. Eine Bildrekonstruktionseinrichtung 69, die typischerweise einen Hochgeschwindigkeitsarrayprozessor oder dergleichen umfaßt, empfängt die Daten vom Datenerfassungssystem 68, um die "Rekonstruktion" eines tomographischen Bildes von solchen Daten nach Verfahren, die nach dem Stand der Technik wohlbekannt sind, zu unterstützen. Die Bildrekonstruktionseinrichtung 69 kommuniziert auch mit Computer 61, um gemäß vorliegender Erfindung verwendete Hochgeschwindigkeits- Computerberechn ungen zu unterstützen, wie nachstehend beschrieben. Das tomographische Bild ermöglicht die Verifizierung des Patientenzustandes unmittelbar vor der Strahlentherapiebehandlung. Für Fachleute auf dem Gebiet der Erfindung sollte klar sein, daß eine Hochenergie-Detektoranordnung auch angeordnet werden kann, um Strahlung von der Strahlungsquelle 32 durch den Patienten 59 hindurch zu empfangen, um die Verifizierung der Behandlung zu unterstützen.
Ein Umgreiforgan-Steuerungsmodul 66 liefert die Signale, die zum Drehen des Umgreiforgans 14 und somit zum Ändern der Position der Strahlungsquelle 32 und des Winkels Φ des Fächerstrahls 26 für die Strahlungstherapie notwendig sind, sowie für eine Änderung der Position der computergesteuerten Tomographie- Röntgenstrahlenquelle 28, der Röntgenstrahlendetektoranordnung 30 und der primären Barriere 107. Das Umgreiforgansteuerungsmodul 66 ist an Computer 61 angeschlossen, so daß das Umgreiforgan unter Computersteuerung gedreht werden kann und der Computer 61 auch mit einem Signal versorgt werden kann, das den Umgreifwinkel Φ angibt, um diese Steuerung zu unterstützen.
Ein Terminal 70, das eine Tastatur und eine Anzeigeneinheit 71 umfaßt, ermöglicht es einer Bedienungsperson, Programme und Daten in den Computer 61 einzugeben und die Strahlentherapie und die tomographische Bilderzeugungsanlage 62 zu steuern und tomographische Bilder anzuzeigen, die von der Bildrekonstruktionseinrichtung 69 auf der Anzeige 71 erzeugt werden. Ein Massenspeichersystem 73, bei dem es sich entweder um eine Magnetplatte oder ein Laufwerk für ein Magnetband oder optische Medien handelt, ermöglicht die Speicherung von Daten, die vom tomographischen Bilderzeugungssystem 63 gesammelt werden, für die spätere Verwendung.
Computerprogramme und Sinogramme (die nachstehend beschrieben werden) zum Betreiben des Strahlentherapiesystems 10 werden im allgemeinen in der Massenspeichereinheit 73 gespeichert und in den internen Speicher des Computers 61 geladen, um sie während der Verwendung des Systems 10 rasch zu bearbeiten.

IV. Betrieb des Therapiesystems

Wieder auf die Fig. 1 und 6 Bezug nehmend, wird ein Patient als Teil einer Therapieplanungssitzung so auf den Verschiebungstisch 11 gelegt, daß die genaue Position des Tumors im Patienten bezogen auf den Tisch 11 bekannt ist. Der Tisch 11 wird durch das Umgreiforgan 14 hindurch verschoben. Während der Verschiebung wird die Röntgenstrahlenbilderzeugungsquelle 28 um den Patienten gedreht, während der Röntgenstrahl 29 zur Detektoranordnung 30 gelenkt wird, so daß der Strahl 29 ein spiralförmiges Muster durch einen Tumor 72 beschreibt. Ein (nicht gezeigter) Positionsanzeiger, der durch das Tischsteuerungsmodul 200 mit Computer 61 kommuniziert, verfolgt die Bewegung von Tisch 11, sodaß der Computer 61 die präzise Position des Tumors 72 bezogen auf die Fächerstrahlebene 38 erhält. Durch Detektionsverfahren, die nach dem Stand der Technik wohlbekannt sind, kcooperieren die Röntgenstrahlenquelle 28 und die Detektoranordnung 30, so daß Röntgenstrahlendaten von einer Vielzahl von Umgreifwinkeln Φ und Tischpositionen erzeugt werden. Der Computer 61 speichert die Röntgenstrahlenrohdaten. Diese Daten werden von der Rekonstruktionseinrichtung 69 verwendet, um tomographische Bilder einer jeden Scheibe des Patienten zu erzeugen, die wieder verwendet werden, um Behandlungssinogramme für Therapiesitzungen zu erzeugen.
Jedes Sinogramm enthält eine Vielzahl von Fluenzprofilen, die den Kompensator und Kollimator während einer späteren Therapiesitzung steuern. Die Fluenzprofile beschreiben die Intensität oder Fluenz eines jeden Strahls 47 des Strahlungsstrahls 26 aus der Strahlungsquelle 32, die für einen bestimmten Umgreifwinkel Φ in einer bestimmten Position des (nicht gezeigten) Patientenverschiebungstisches bei seiner Verschiebung durch den Strahlungsstrahl 26 erwünscht ist. Gemeinsam ergeben die Fluenzprofile für jeden Umgreifwinkel ein Behandlungssinogramm für eine bestimmte Position des Verschiebungstisches 11.
Während des Betriebs der Strahlungstherapieeinheit 10 erhält das Kompensatorsteuerungsmodul 62 vom Computer 61 ein Fluenzprofil für jeden Umgreifwinkel. Das Kompensatorsteuerungsmodul 62 bewegt die Blätter 41 des Kompensators 40 rasch zwischen ihrem offenen und geschlossenem Zustand, um jeden Strahl 47 entweder vollständig oder gar nicht abzuschwächen. Abstufungen in der Fluenz eines jeden Strahls 47, wie für jedes Fluenzprofil erforderlich, werden erhalten, indem die relative Dauer, während der sich jedes Blatt 41 in der geschlossenen Position befindet, im Vergleich zur relativen Dauer, während der sich jedes Blatt 41 in der offenen Position befindet, für jeden Umgreifwinkel eingestellt wird. Das Verhältnis zwischen dem geschlossenen und dem offenen Zustand, oder der "Arbeitszyklus" für jedes Blatt 41 beeinflußt die Gesamtenergie, die von einem bestimmten Blatt 41 in jedem Umgreifwinkel durchgelassen wird, und kann so willkürlich geformte Strahlenfluenzprofile erzeugen. Die Fähigkeit zur Steuerung des Strahlenfluenzprofils in jedem Umgreifwinkel ermöglicht die präzise Steuerung der Dosis, die vom Strahlungsstrahl 26 durch das bestrahlte Volumen des Patienten 59 bereitgestellt wird, durch nachstehend beschriebene Therapieplanungsverfahren.
Während der Drehung des Umgreiforgans 14 und der Verschiebung des Patienten 59 schickt das Kollimatorsteuerungsmodul 64 Signale an die Servomotoren 253 aus, die die Bäcken 31 bewegen, um die Breite 39 des Fächerstrahls 26 zu ändern, wie nachstehend beschrieben.
Die Fluenzprofile des Behandlungssignogramms werden durch (nachstehend beschriebene) Therapieplanungssoftware ermittelt und im Computer 61 gespeichert.

V. Therapieplanungssoftware

Die Erzeugung eines Behandlungssinogramms, das erforderlich ist, um die vollen Vorteile des oben beschriebenen Kompensators 40 und Kollimators 36 zu erhalten, wird mit speziell entwickelter Software durchgeführt, die auf dem Computer 61 und der Rekonstruktionseinrichtung 69 läuft. Obwohl die Behandlungsplanung in Software durchgeführt wird, ist festzustellen, daß die Planung auch in einer diskreten elektronischen Schaltung umgesetzt werden kann, die für diesen Vorgang bestimmt ist, und daß eine solche zweckgebundene Schaltung eingesetzt werden kann, um bei diesem Verfahren eine noch größere Geschwindigkeit zu bieten.
Auf Fig. 9(a) Bezug nehmend beginnt die Erzeugung des gewünschten Behandlungssinogramms zur Steuerung von Kompensator 40 mit der Definition eines gewünschten Dosisplans 75, nachdem von der Rekonstruktionseinrichtung 69 tomographische Bilder erzeugt worden sind, die den verschiedenen Scheiben des Tumors entsprechen. Der gewünschte Dosispian 75 kann am leichtesten aufgenommen werden, indem das tomographische Bild einer jeden Scheibe eines Patienten auf der Anzeige 71 des Terminals 70 angezeigt und unter Verwendung eines Track-Ball oder einer ähnlichen Eingabevorrichtung, wie nach dem Stand der Technik wohlbekannt, die Kontur des tumorartigen Bereichs 76 manuell nachgefahren wird. Es können herkömmliche Flächenfüll-Computerprogramme verwendet werden, um die jedem nachgefahrenden Bereich zugewiesenen Dosiswerte zum entsprechenden Element im Speicher zu übertragen, der den gewünschten Dosisplan 75 darstellt.
Ein typischer gewünschter Dosisplan 75 weist einem Bereich mit tumorartigem Gewebe 76 innerhalb einer Dosisbeschränkung eine relativ hohe Strahlungsdosis und dem Bereich mit gesundem Gewebe 77 außerhalb dieses Bereichs eine zweite niedrigere Strahlungsdosis zu. Das gesunde Gewebe 77 kann einen Bereich 78 umfassen, der ein strahlungsempfindliches Organ oder dergleichen umfaßt, dem eine noch geringere Strahlungsdosis zugewiesen werden kann. Der gewünschte Dosisplan 75 ist innerhalb des Speichers von Computer 61 als Anordnung von Elementen gespeichert, wobei jedes Element einen Digitalwert aufweist.
Jedes Element des Dosisplans 75 definiert so die gewünschte Dosis in jeder der Vielzahl von Volumselementen 80 ("Voxel") innerhalb einer Scheibe des Patienten 59. Auf Fig. 10 Bezug nehmend kann jedes Voxel 80 des Patienten 59 durch einen Vektor identifiziert werden, der von einem bestimmten Bezugspunkt 81 definiert ist. Die Dosis bei jedem Voxel 80 ist D( ).

A. Umwandlung von Dosis auf Terma

1. Terma

Im allgemeinen hängt die Dosis eines jeden Voxels von der Energie ab, die am Voxel von Strahlung empfangen wird, die von angrenzenden Voxeln gestreut wird (wobei angrenzende Voxel das Voxel , d.h. die direkt von der Strahlungsquelle 32 empfangene Strahlung) umfassen. Die Dosis D( ) für ein bestimmtes Voxel ist durch die folgende Formel angegeben:
worin T( ) ein Wert ist, der die Größe der primären Gesamtenergie angibt, die von pro Masseeinheit dieses Voxels freigesetzt wird, und wird als "Terma" (pro Masseeinheit freigesetzte Gesamtenergie) bezeichnet.
Bei einer monoenergetischen äußeren Strahlungsquelle ist die Termarate T( ) beschrieben durch:
worin u/ ein
wirksamer Masseschwächungswert am Voxel ist, E die Energie der Strahlungsphotonen in joule, Φ die Verteilung der Fluenzrate (Flußdichte) ist. Die Integration von Energie mal Fluenzrate über die Zeit ist die Energiefluenz ψ( ), worin:
somit
Gleichung (4) gibt im wesentlichen an, wie viel Energie von Strahl 47 mit dem Voxel interagiert. 2. Faltungskern ("Convolution Kernel") A( - ') ist ein Faltungskern, der den nicht-stochastischen Energietransport oder die Streuung in einem gleichmäßigen Medium beschreibt. Somit beschreibt A( - '), wie die Energie von jedem Voxel sich verteilt, um zur Dosis am Voxel beizutragen.
Der Kern A( - ') kann unter Einsatz eines Monte Carlo-Verfahrens erzeugt werden, wie nach dem Stand der Technik allgemein verstanden wird. Wie erwähnt, handelt es sich um eine dreidimensionale Funktion, die den Bruchteil an Energie angibt, der an Voxel pro Energieeinheit absorbiert wird, die bei Voxel ' freigesetzt wird. Die vom Terma eines jeden Voxel ' abgegebene Energie findet ihre Quelle in einem gerichteten Strahl 47 von der äußeren Strahlungsquelle 32, und somit ist A( - ') allgemein anisotrop, wie in Fig. 11 angedeutet, und verteilt sich vom Eintritt von Strahl 47 nach außen weg. Die Energiebeibehaltung erfordert, daß:
Das heißt, wenn die durch die primäre Interaktion übertragene Energie vollständig auf dem Interaktionspunkt abgelagert würde, näherte man sich dem Kern als Deltafunktion an.
Immer noch auf Fig. 11 Bezug nehmend bezieht sich die Anisotropie von A( - ') auf den Umgreifwinkel Φ und somit auf den Einfaliswinkel des Strahls 47 bei '. Wenn die Umgreifwinkel Φ, bei denen der Patient 59 bestrahlt wird, vorbestimmt sind, kann ein in Fig. 12 gezeigter, in mehrere Richtungen gehender Faltungskern B( - ') aus der gewichteten Überlagerung der Kerne A( - ') erzeugt werden.
Auf Fig. 12 Bezug nehmend, wobei angenommen wird, daß die Verbreitung von Strahlung für alle Strahlenrichtungen in etwa gleich ist und die Strahlen 47 von jedem Umgreifwinkel Φ gleichermaßen zum Terma von Voxel ' beitragen, verringert sich der multidirektionale Faltungskern wie folgt auf eine "isotrope" Form:
worin n die Zahl der diskreten Umgreifwinkel ist, von denen die Strahlen 47 abstrahlen.
Für mehrere Strahlen 47 in unterschiedlichen Umgreifwinkeln ist die Gesamtdosis eines bestimmten Voxels die Summe der Dosen von jedem Bestandteil-Strahl:
worin T( ') = nT( ')i, wobei letzterer Term der beigetragene Abschnitt des Terma für den i-ten Umgreifwinkel ist.
Diese Vereinfachung geht davon aus, daß der Beitrag zum Terma von jedem Strahl 47 gleich ist und nutzt die distributive Eigenschaft der Faltung. Fehler in dieser Annahme werden durch die später zu erörternde Filterung verringert.
Gleichung (7) vereinfacht im wesentlichen die Berechnung der Dosis von Terma, erfordert aber immer noch eine Faltung für jedes Voxel mal der Gesamtzahl an Vdxeln ', um die Dosis über das gesamte Patientenvolumen zu berechnen. Vorzugsweise kann daher die Berechnungseffizienz der schnellen Fouriertransformation verwendet und Gleichung (7) wie folgt umgewandelt werden:
worin F und F¹ Fourier- und inverse Fouriertransformierte symbolisieren. Diese Vereinfachung von Gleichung (8) erfordert, daß der Kern B( - ') räumlich invariant ist und beruht auf dem Faltungstheorem, das besagt, daß die Faltung von zwei räumlich invarianten Mengen in einer Raumdomäne der Multiplikation in der Frequenzdomäne äquivalent ist.
Die Annahme der räumlichen lnvarianz von B( - ') ist nur bei einer Näherung erster Ordnung korrekt. Typischerweise ist der Kern B( - ') für eine äußere Strahlungsquelle 32 eine komplexe Funktion aus: (1) Strahlenhärtung eines polyenergetischen Röntgenstrahls (d.h. die Wirkung der Filterung des Patienten 59 bei der Erhöhung des Anteils an Hochfrequenz- oder Hochenergiestrahlungskomponenten), (2) der Anzahl an Strahlen 47, die jedes Voxel kreuzen, und (3) der exponentiellen Schwächung durch die Patienten masse.
Bei der bevorzugten Ausführungsform wird dieser erste Faktor, Strahlhärtung, vernachlässigt, weil er eine geringer Wirkung als das Schwächungsproblem hat. Somit kann angenommen werden, daß das Photonenenergiespektrum beim Patienten 59 gleich wie jenes der äußeren Strahlungsquelle 32 ist. Diese Vereinfachung ist jedoch nicht erforderlich, und es versteht sich, daß die Strahl härtung präzise angegeben werden könnte, indem ein Photonenenergiespektrum durch eine finite Anzahl getrennt gefalteter Energieintervalle dargestellt wird.
Der zweite Faktor, die Differenz in der Anzahl und Ausrichtung von Strahlen 47, die jedes Voxel durchqueren, beeinflussen aufgrund der Geometrie einer finiten Anzahl von Umgreifwinkeln und der Fächerausrichtung des Strahls 26 die räumliche Invarianz. Probleme, die aus der Fächerausrichtung des Strahls entstehen (im Gegensatz zu einer parallelen Strahlgeometrie) werden weitgehend gelöst, wenn eine volle Rotation des Umgreiforgans 14 vorliegt. Fehler, die aus der Tatsache resultieren, daß die Bestrahlung nur in einer finiten Anzahl von Umgreifwinkeln durchgeführt wird, sind als akzeptabel ermittelt worden.
Der dritte Faktor, der die Annahme der räumlichen lnvarianz beeinflußt, ist die Schwächung des Mediums. Diese beeinflußt den Bruchbeitrag der Gesamttermen aus den Strahlen in jedem Umgreifwinkel. Demgemäß wird in jenen Schritten des Planungsvorgangs, wie nachstehend angemerkt, wo die präzise Berechnung der Dosis kritisch ist, die Dosisverteilung getrennt für jeden Strahl auf Basis der Schwächung darüberliegender Voxel berechnet, wobei die Schwächung aus den Parametern des tomographischen Bildes abgeleitet ist. In diesem Fall kann die Vereinfachung von Gleichung (8) nicht eingesetzt werden, und es müssen wiederholte Faltungen vorgenommen werden. Bei bestimmten Schritten im Planungsverfahren ist jedoch, wie angemerkt werden wird, eine Schätzung ausreichend, und in diesen Fällen wird angenommen, daß B( - ) räumlich invariant ist und die Dosis nach Gleichung (8) berechnet wird.
Die Erzeugung von Termawerten aus einem gewünschten Dosisplan 75 ist dann einfach der Vorgang des Umkehrens von Gleichung (8) wie folgt:
Diese Inversion erfordert, daß keine wesentlichen "Nullen" (typischerweise mit hohen Frequenzen) im Nennerterm F(B( - ')) vorhanden sind, einfacher, daß der Kern B( - ') räumlich kompakt ist (d.h. die Fouriertransformierte eines räumlich kompakten Kerns weist einen beträchtlichen hohen Frequenzgehalt auf). Durch die Erfinder des vorliegenden Anmeldungsgegenstandes ist bestimmt worden, daß die für Patienten 59 diktierten Kerne ausreichend kompakt sind, um diese Fourier-Rückfaltung zuzulassen.
Nun auf Fig. 13 Bezug nehmend, ist diese Rückfaltung, um einen Termaplan 83 zu erzeugen, der das Terma für jedes Voxel vom gewünschten Dosispian 75 ergibt, durch Verfahrensblock 84 dargestellt.

B. Umwandlung von Terma- in Voxel-Energiefluenz

Wenn der Termaplan 83 bekannt ist, kann die Energiefluenz Ψ( '), die ein Maß für die Strahlenintensität ist, in jedem entsprechenden Voxel durch Gleichung (4) aus der Kenntnis von β/ wie folgt ermittelt werden:
Der Wert von u/ kann geschätzt und als Konstante betrachtet werden, oder das tatsächliche / kann aus den tomographischen Abtastdaten abgeleitet werden, die durch das tomographische Bilderzeugungssystem 63 gesammelt werden (in Fig. 8 gezeigt). Auf diese Weise und wie durch Verfahrensblock 85 von Fig. 13 dargestellt, kann ein Fluenzplan 86 ermittelt werden, der die Fluenz an jedem Punkt des Termaplans angibt.

C. Umwandlung der Voxelenergiefluenz in ein Energiefluenzprofil

Die Energiefluenz Ψ( ') an jedem Voxel ' steht mit der Energie des Strahls 47, der aus dem Kompensator 40 austritt, durch die Gleichung
in Beziehung, worin Ψ&sub0;(φ,θ) die Energiefluenz für einen bestimmten Strahl 47, wie durch δ(P - ) beschrieben, am Ausgang des Kompensators 40 ist und dazu dient, das Fluenzprofil des Kompensators zu definieren, und θ und Φ der Umgreifwinkel und die Versetzungswinkel des Strahls 37 sind, wie zuvor beschrieben.
Der Exponentialterm stellt die von der Masse des Patienten 59 verursachte Schwächung des Strahls 47 vom Ausgang des Kompensators 40 zum Voxel dar, worin durch u / ) die Schwächung für jedes Voxel r entlang dem Strahl 47 ist, ( ) die Dichte eines jeden Voxels ist, SSD((Φ, Θ) die Distanz zwischen dem Ausgang des Kompensators 40 und der Oberfläche des Patienten 59 ist, r ein Einheitsvektor entlang ist (wobei sein Ursprung nun als im Rotationsmittelpunkt des Umgreiforgans 14 befindlich angenommen wird), und p die senkrechte Distanz vom Rotationsmittelpunkt 15 des Umgreiforgans und Strahl 47 ist. Der Vektor ist einfach ein Vektor entlang Strahl 47 zur Bereitstellung einer Integrationsvariablen.
Die Fluenz an jedem Voxel r steht mit der Fluenz des Strahlungsstrahls 26, der vom Kompensator 40 abgegeben wird, in der durch Gleichung (11) angegebenen Beziehung. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird angenömmen, daß die Dichte und Schwächung eines jeden Voxels , u / ( ) und ( ) konstant sind und der Strahlungsfächerstrahl von einem parallelen Strahl angenähert wird, somit
In Anlehnung an die Mathematik der tomographischen Bildrekonstruktion kann der Fluenzplan 86 durch Projektor 87 "Umkehr"-rückprojiziert (d.h. projiziert) werden, so daß ein durch die äußere Quelle zu erzeugendes Fluenzprofil ermittelt wird, das notwendig ist, um den gewünschten Fluenzplan und somit die Dosis zu erzeugen.
Diese Projektion ist einfach das Gegenteil einer typischen Rückprojektion, die verwendet wird, um ein Bild einer tomographischen Scheibe eines Patienten 59 von einer Serie von Projektionen zu bilden, die in einem tomographischen Bilderzeugungssystem gemacht werden. Weil eine Projektion ein Linienintegral über eine Verteilung ist, wird die Energiefluenzverteilung für jedes Voxel (Gleichung (11)) zunächst bezogen auf die Strahl inie 1 differenziert.
das Linienintegral von dΨ( ) / dt entlang , das für Schwächung und umgekehrt quadratischen Abfall korrigiert ist, stellt dann den Projektionsvorgang das, und Ψ&sub0;(φ,Θ), das Fluenzprofil über die Versetzungswinkel 4) eines jeden Umgreifwinkels Θ ist:
Die Projektion von Gleichung (13) ist durch Projektor 87 in Fig. 13 dargestellt.
Der Projektionsvorgang unterscheidet sich für den Zweck der Computerverarbeitung von Fluenzprofilen für den Kompensator 40 auf grundlegende Weise von der einfachen Umkehr tomographischer Rückprojektion. Die Differenz liegt primär in einem Bemühen um Schärfe im Übergang der Dosis zwischen dem bestrahlten tumorartigen Gewebe 76 und dem gesunden Gewebe. Schärfe in diesem Übergangsbereich verringert die Bestrahlung von gesundem Gewebe 77 und wird gegenüber der tatsächlichen Treue der Dosis zum gewünschten Dosisplan 75 vorgezogen.
Aus diesem Grund wird der Fluenzplan 96 vom Fluenzrechner 85 vorgefiltert, wie durch Verfahrensblock 88 gezeigt, um einen gefilterten Fluenzplan Ψ'(φ,Θ) wie folgt zu erzeugen:
worin Ψ(Φ,Θ) der Fluenzplan 86 ist und ein Rampenfilter im Frequenzraum ist und die '+'-Tiefzahl die positive Komponente des Filterungsergebnisses anzeigt. Dieses Vorfilter 88 dient dazu, den Hochfrequenzgehalt des Fluenzplans 86 zu erhöhen und so den raschen Übergang der Dosis an der Tumor/Nicht-Tumor-Grenzfläche zu unterstützen.
Es ist anzumerken, daß dieses Vorfilter 88 dem Filter ähnlich ist, das bei der "gefilterten" Rückprojektion der tomographischen Bilderzeugung verwendet wird. Das heißt, wie bei tomograph ischer Bilderzeugung, drängt das Filter die Niedrigfrequenzkomponenten der Projektion bei der Erzeugung von Bilddaten zurück. Außerdem können andere Vorfilter eingesetzt werden, um die Verwendung des radial symmetrischen Kerns (Gleichung (6)) bei der Computerberechnung des Dosisplans aus dem Termaplan zu korrigieren, der aus dem Fluenzprofil besteht.
In der Praxis der Computerberechnung eines Termaplans muß die Erzeugung eines Fluenzplans und die Berechnung der Fluenzprofile nicht in diskreten Schritten durchgeführt werden, sondern kann durch eine direkte Projektion des Dosisplans mit entsprechendem Filtern erreicht werden. Das Filtern wird durch ein "Raschinversionsfilter" erreicht, das im Projektionsraum den Vorgang der Rückfaltung und Rampenfilterung kombiniert.
Das kann symbolisch durch die folgende Gleichung angegeben werden:
worin γ einen Projektionsvorgang bezeichnet und I(t) das Raschinversionsfilter ist. Die -Operatoren beziehen sich auf einen Faltungsvorgang, wie er normalerweise im Fourierraum unter Verwendung einer schnellen Fourier-Transformation durchgeführt wird.
Immer noch auf Fig. 13 Bezug nehmend erzeugen die Fluenzprofilberechnungen von Block 90, die den Rückfalter 84, den Fluenzberechner 85, das Vorfilter 88, das jeden Projektionsraumfilter (wie ein Rampenfilter, ein Raschinversionsfilter, gefolgt von Streichen von Nullen) umfaßt, und den Projektor 87 umfaßt, somit Fluenzprofile, die gemeinsam ein geschätztes Behandlungssinogramm 91' aus dem gewünschten Dosisplan 75 erzeugen. Der Fluenzprofilberechner 90 kann die Fourier-Faltung von Gleichung (9) bei der Schätzung der Fluenzprofile in diesem Stadium einsetzen, wobei geringere Ungenauigkeiten in diesem Verfahren akzeptiert werden, die in einem späteren Stadium zu korrigieren sind, wie nachstehend beschrieben wird.

D. Iteration

Nun auf Fig. 14 Bezug nehmend wandelt der Fluenzprofilberechner 90 den gewünschten Dosisplan 75 in eine geschätztes Behandlungssinogramm 90' um, aber die Fluenzprofile dieses geschätzten Behandlungssinogramms 90' können nicht verwendet werden, um den Kompensator 40 zu steuern, weil das geschätzte Behandlungssinogramm 90' im allgemeinen positive und negative Fluenzwerte umfaßt. Nur positive Fluenzwerte sind physikalisch durch den Kompensator 40 realisierbar; ein negativer Fluenzwert würde einen Strahl 47 darstellen, der Strahlung entlang seines Weges absorbiert, was physikalisch nicht durchführbar ist. Demgemäß werden die Fluenzwerte des geschätzten Behandlungssinogramms 90' im Verfahrensblock 82 auf positive Fluenzwerte 89 eingegrenzt. Als Ergebnis dieser Eingrenzung erzeugt das geschätzte Behandlungssinogramm 90' nicht mehr den gewünschten Dosisplan.
Das Ausmaß des Fehler, der aus der Eingrenzung resultiert, die die positiven Fluenzprofile 89 erzeugt, wird durch Rückprojektion der positiven Fluenzwerte 99 auf einen tatsächlichen Dosisplan 93 ermittelt, der vom gewünschten Dosisplan 75 abweicht. Diese Rückprojektion wird erreicht, indem mittels Computer pro Gleichung (11) ein Fluenzplan aus den positiven Fluenzwerten 89 und pro Gleichung (4) ein Termaplan errechnet wird und dann der Termaplan mit dem Kern pro Gleichung (7) gefaltet wird, um den tatsächlichen Dosisplan 93 pro Verfahrensblock 94 von Fig. 14 zu erstellen.
Bei dieser Rückprojektion wird nicht von der Annahme räumlicher Invarianz des Faltungskerns B( - ') ausgegangen, so daß ein präziserer tatsächlicher Dosisplan 93 erstellt wird.
Die Projektion eines Fluenzprofils auf einen Patienten 59, um mit dem Computer einen Dosisplan zu berechnen, kann durch mehrere verschiedene Verfahren durchgeführt werden, die Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung bekannt sind.
Der tatsächliche Dosisplan 93 wird mit dem gewünschten Dosisplan 75 verglichen, was den Restdosisplan 96 ergibt, wie durch Verfahrensblock 95 angegeben. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird beim Vergleich von den Werten eines jeden Voxels des tatsächlichen Dosisplans 93 das größere aus a) dem entsprechenden Wert des gewünschten Dosisplans 75 oder b) einer vorbestimmten oberen Dosiseinschränkung subtrahiert. Die vorbestimmte obere Dosiseinschränkung ist eine Schwellenzahl, die als akzeptable Dosis für Tumorgewebe 76 betrachtet wird. Natürlich werden Fachleuten auf dem Gebiet der Erfindung aufgrund der vorliegenden Beschreibung auch andere Verfahren zum Quantifizieren der Differenz zwischen dem gewünschten Dosisplan und dem tatsächlichen Dosisplan deutlich werden.
Das Ergebnis dieses Vergleichsvorgangs 95 besteht in einem in Fig. 15(a) gezeigten Restdosisplan 96. An diesem Restdosisplan 96 (anstelle des gewünschten Dosisplans 75) wird dann wieder vom Fluenzprofilrechner 90 gearbeitet, wodurch ein Fehlerfluenzprofil 98 (anstelle des geschätzten Behandlungssinogramms 91) entsteht.
Ein so erzeugtes Fehlerfluenzprofil 98 wird von Subtraktor 100 vom geschätzten Behandlungssinogramm 90' subtrahiert, was ein neues geschätztes Behandlungssinogramm 90 ergibt.
Wie in Fig. 14 gezeigt, wird für eine vorbestimmte Anzahl von Schritten dieses neue geschätzte Behandlungssinogramm 90 wiederholt von den Verfahrensblöcken 82, 94, 95 bearbeitet, wobei die Größe der Werte des Fehlerfluenzprofils 98 mit jedem Schritt abnehmen, wie in den Fig. 15(b)-(c) gezeigt, bis ein angemessen geringes Fehlerfluenzprofil 98 erhalten wird.
Das neue geschätzte Fluenzprofil 90 wird dann pro Verfahrensblock 82 eingegrenzt, um ein Endsinogramm 101 zur Verwendung bei der Steuerung des Kompensators 40, wie zuvor beschrieben, zu erzeugen.
Wieder auf die Fig. 9(b), (c) und (d) bezugnehmend werden gemäß vorliegender Erfindung erhaltene Dosispläne, die einem gewünschten Dosisplan 75 von Fig. 9(a) entsprechen, gezeigt, und zwar nach einem Schritt (Fig. 9(b)); zwei Schritten (Fig. 9(c)); und 10 Schritten (Fig. 9(d)). Die Dosisvariationen im in Fig. 9(d) gezeigten Zielvolumen sind plus oder minus 2% um die vorbestimmte Obergrenze von 1.000 cGy.

VI. Spiralförmiges Abtasten

Auf Fig. 16(a) Bezug nehmend kann ein Tumor 132 beliebig in ähnlich dicke Tumorscheiben 133-135 unterteilt werden. Das Strahlungstherapiegerät gemäß vorliegender Erfindung, bei dem die Winkel der Strahlungsstrahlen auf eine einzige Umgreifebene 14 eingeschränkt sind, kann benachbarte Scheiben des Tumor 132 durch Drehen um 360º getrennt entlang der Translationsachse 17 bestrahlen, und die Bestrahlung dann unterbrochen und der Patient mit dem Tisch um eine Scheibendicke vorgerückt werden. Die nächste Scheibe kann dann mit 360º Umgreifrotation behandelt werden. Diese Therapieart wird als "Stop-and-Shoot"-Rotationstherapie bezeichnet und ermöglicht es, die durch das tomographische Bilderzeugungssystem 63 erzeugten Daten und die vom Strahlungstherapiegerät 10 verwendeten Daten einfach in Beziehung zu setzen.
Es ist schwierig, Stop-and-Shoot-Therapie zu verwenden, um gleichmäßige Strahlungsdosen ohne "Spaltenlt und "heiße" Punkte über das gesamte Tumorvolumen zu erreichen. Der Grund dafür ist die Tatsache, daß der Fächerstrahl selbst keinen gleichmäßigen Querschnitt aufweist. Es ist auch schwierig, denn Strahlungsstrahl präzise entlang der Kanten der benachbarten Scheiben zu lenken.
Auch auf die Fig. 16(b)-(c) Bezug nehmend sind Fluenzprofile 143, 151 der Strahlungsquelle 32 ungleichmäßig und sinken nahe der Kanten 144 des Bereichs, der durch Fächerstrahl 26 belichtet wird, ab. Das gilt auch bei Geräten, bei denen Strahlungsabflachungsfilter eingesetzt werden.
Wegen des Fluenzabfalls ist die Fluenzverteilung entlang der Länge des Tumors 132 nicht vollständig gleichmäßig, wenn Stop-and-Shoot-Rotationstherapie eingesetzt wird.
Auf Fig. 1, 16(a) und 16(b) Bezug nehmend werden Spalten erzeugt, wenn der Patient nach jeweils 360º Umgreiforgandrehung um genau eine Scheibe vorgerückt wird. In dieser Situation kann ein Tumor 132 teilweise durch ein Umgreiforgan 14 verschoben werden, bis der Fächerstrahl 26 nur die erste Scheibe 133 des Tumors 132 umfaßt. Beginnend mit Umgreiforgan 14 in einer willkürlichen 0º-Position wird die Strahlungsquelle 32 mit Energie versorgt, um den Fächerstrahl 26 zu erzeugen und zur Rotationsachse 15 zu lenken, während die Strahlungsquelle 32 um eine gesamte 360º- Rotation gedreht wird. Nach der Bestrahlung der ersten Scheibe 133 wird der Patient wieder durch das Umgreiforgan 14 in eine zweite Position verschoben, wo der Fächerstrahl 26 nur die zweite Scheibe 134 umfaßt. Nach einer zweiten 360º-Rotation der Strahlungsquelle 32 wird der Patient in eine dritte Position verschoben. Dieses Stopand-Shoot-Protokoll wird fortgesetzt, bis alle Scheiben des Tumors 132 bestrahlt worden sind.
Obwohl die vom Fächerstrahl bestrahlten Scheiben aneinanderliegen, wie in Fig. 16(b) gezeigt, führt dieses Verfahren zur Strahlungsspalten 148 entlang der Länge des Tumors 132, wo die Kanten 144 der Fluenzprofile 143 abfallen. Klarerweise begrenzen Spalten 148 in der Strahlungsdosis die Bestrahlungswirksamkeit und sollten, wenn möglich, vermieden werden.
Auf die Fig. 16(a) und 16(c) Bezug nehmend können, wenn der Patient nach jeweils 360º um weniger als die Scheibendicke verschoben wird, Strahlungsspalten 148 ausgeschaltet werden, aber es kann zu "heißen" Strahlungspunkten 1 54 kommen. In diesem Fall wird die Dicke des Fächerstrahls 26, der zum Bestrahlen eines Tumors 132 verwendet wird, so eingestellt, daß der Hauptabschnitt 150 eines jeden Fluenzprofils 151 eine gesamte Tumorscheibe umfaßt, während sich die Kanten 152 des Profils 151 auf beiden Seiten der Tumorscheibe befinden. Diese Technik mit dickem Fächerstrahl erzeugt "heiße" Strahlungspunkte 154, wo Strahlung von den auslaufenden Kanten des Fluenzprofils 151 zu Strahlung von benachbarten Profilen 151 beitragen, wie in Fig. 14(c) gezeigt.
Durch Einstellen der Überlappung benachbarter Fluenzprofile 151 kann ein Kompromiß erreicht werden, wenn die Spalten und 148 und heißen Punkte 154 minimiert werden. Wegen des nichtlinearen Fluenzabfalls nahe der Kanten 144 der Fächerstrahlen 26 (siehe Fig. 14(b)) können Stop-and-Shoot-Strahlüberlappungen die Strahlungsdosis zwischen zwei benachbarten Tumorscheiben nicht vollständig "glätten".
Geräte, die an ihren Fächerstrahlkanten einen im wesentlichen linearen Fluenzabfall erzeugen können, würden Stop-and-Shoot-Rotationstherapie möglich machen. Aber ohne extrem präzise Translations- und Verifikationssysteme, die Information über präzise Patientenposition innerhalb des Umgreiforgans 14 liefern, würden solche Geräte Strahlungsspalten oder heiße Punkte nicht ausschalten, wenn ein Fehler in der Patientenpositionierung auftritt.
Vorzugsweise wird daher ein spiralförmiges Abtastmuster verwendet, wo der Patient anstelle von 360º Umgreifrotation zwischen der Bewegung des Patienten entlang der Verschiebungsachse zur nächsten Scheibe während der Rotation des Umgreiforgans kontinuierlich verschoben wird, so daß die Strahlungsachse einen spiralförmigen Weg durch den Patienten beschreibt. Die Steigung der Spirale, d.h. die Distanz, die der Patient bei jeder Drehung des Umgreiforgans um 360º entlang der Verschiebungsachse 17 zurücklegt, kann eine Scheibendicke (die Breite des Strahl ungsfensters) sein, so daß jede Scheibe des Tumors von allen 360º bestrahlt wird. Klar könnten auch andere spiralförmige Strahlungsmuster eingesetzt werden. Wenn davon ausgegangen wird, daß alle Strahlungstrahlen 47 im wesentlichen parallel sind, kann jede Scheibe in einer 180º-Drehung der Quelle angemessen bestrahlt werden.
Auf Fig. 17(a) und 18(a) Bezug nehmend ist ein vereinfachter Tumor 164 von Fig. 16(a) in Tumorscheiben ähnlicher Größe unterteilt, wobei einige als 166, 167 und 168 bezeichnet werden. Auf die Fig. 17(a) und 18(b) Bezug nehmend umfaßt ein parallel gerichteter Strahl 172 während der ersten 45º Umgreiforgandrehung den vorderen Teil 171 der ersten Scheibe 166, und eine Strahlungsdosis 173 wird über den ersten Teil 171 der ersten Scheibe 166 absorbiert. Nun auf die Fig. 17(c) Bezug nehmend wird, wenn sich die Strahlungsquelle 32 von 45º auf 180º dreht, eine Tumorscheibe voll bestrahlt, und die von der ersten Scheibe 166 absorbierte Dosis nimmt weiter zu.
Auf Fig. 17(d) Bezug nehmend beginnt der Strahl 26, während sich die Strahlungsquelle 32 von 180º auf 225º dreht, Teile sowohl der ersten als auch der zweiten Scheibe 166, 167 des Tumors 164 zu umfassen. Die vom vorderen Abschnitt 171 der ersten Scheibe 166 absorbierte Strahlung beginnt abzufallen (siehe Fig. 18(d)), wenn sich der vordere Teil 171 des Tumors 164 aus dem parallel gerichteten Strahl 26 heraus bewegt.
Auf Fig. 18(e) Bezug nehmend ist die gesamte erste Scheibe 166 des Tumors 164 nach einer vollen 360º-Drehung gleichmäßig bestrahlt worden, und die Gradientenabsorption verläuft über die zweite Tumorscheibe 167.
Spiralförmige Therapie, wie oben beschrieben, gleicht die ungleichmäßigen Fluenzprofile 143 von Fig. 16(b) über und zwischen Tumorscheiben 166, 167 aus, wodurch heiße Punkte 154 und Strahlungsspalte 148 ausgeschaltet werden.

VII. Erzeugung von Spiraldaten

Die Fluenzprofile, die verwendet werden, um ein Therapiegerät spiralförmig zu betreiben, sind nicht mit jenen identisch, die beim zuvor beschriebenen Planungsvorgang erzeugt werden. Obwohl sich das Umgreiforgan 14 so dreht, daß die Strahlungsquelle 32 den Fächerstrahl 26 an der Tumorstelle von Winkeln lenkt, die mit den bei der Entwicklung der endgültigen Scheibensinogramme 101 verwendeten identisch sind, ist die Position des Patienten in Bezug auf den Fächerstrahl 26 wegen der spiralförmigen Bewegung typischerweise nicht die gleiche wie die, die bei der Entwicklung des Sinogramms verwendet wird. Demgemäß muß während einer Therapiesitzung, wenn der parallel gerichtete Fächerstrahl 26 Teile verschiedener benachbarter Tumorscheiben 166, 167 begrenzt, wie in Fig. 17(d), der Computer 61 zwischen dem Arbeitszyklus eines jeden Blattes 41 für die beiden benachbarten Scheiben 166, 167 interpolieren, um eine Arbeitszyklusapproximation für den speziellen Umgreifwinkel Φ und die Tischposition zu ergeben. Wieder kann unter der Annahme, daß die Strahlen des Fächerstrahls im wesentlichen parallel sind, ein einfache gewichtete Durchschnittsberechnung unter Einsatz der folgenden Gleichung verwendet werden, um die Arbeitszyklusapproximationen zu erzeugen:
worin zi die erste benachbarte Scheibe ist, zi+1 eine zweite benachbarte Scheibe ist, θj der Umgreifwinkel der Strahlungsquelle 32 ist, Φk der Kompensatorblattwinkel vom mittleren Strahl ist, ψ( zi, θj, Φk) die gewünschte Fluenz der ersten gemeinsam bestrahlten Tumorscheibe (in Fig. 17(a) Scheibe 166) ist, ψ(zi+1, θj, Φk) die Fluenz der zweiten gemeinsam bestrahlen Tumorscheibe (in Fig. 1 7(a) Scheibe 167) ist, ein zweiter Umgreifwinkel ist, der 0º ist, wenn der Fächerstrahl 26 erstmals Abschnitte zweier benachbarter Scheiben begrenzt, und im Bereich von 0 bis 180º liegt, wenn der Umgreifwinkel θj um die nächsten 180º dreht.
Auf diese Weise können sowohl das Fluenzprofil des Fächerstrahls 26 als auch die Schwächung getrennter Strahlstrahlen 47 zwischen den Tumorscheiben 166, 167 entlang der Länge eines Tumors 164 gleichförmig gemacht werden, wodurch Strahlungsspalten und heiße Strahl ungspunkte ausgeschaltet werden.

VIII. Bilderzeugungsbestätigungsmechanismus

Wie oben beschrieben, arbeitet das tomographische Bilderzeugungssystem 63 so, daß es Bilder erzeugt, die vom Computer 61 und der Bildrekonstruktionseinrichtung 69 verwendet werden, um Fluenzprofile für jeden Umgreifwinkel θ und jede Position des Verschiebungstisches 11 zu erzeugen. Außerdem kann das tomograpische Bilderzeugungssystem 63 mit der Strahlungsquelle 32 zusammenarbeiten, um die Position des Strahlungsfensters 24 bezogen auf den Tumor zu bestätigen. Diese Pcsitionsüberprüfung kann eingesetzt werden, um Bestrahlungsdosenfehler zu begrenzen, indem entweder Korrekturen für Positionsänderungen des Patienten vorgenommen werden oder das Gerät abgeschaltet wird.
Während einer Therapieplanungssitzung erzeugt und speichert das tomographische Bilderzeugungssystem 63 Röntgenstrahlenschwächungsrohdaten im Massenspeichersystem 73. Weil der Tisch 11 stationär ist, wenn sich das tomographische Bilderzeugungssystem 63 um den Tumor dreht, unterscheiden sich die vom System 63 erzeugten Röntgenstrahlendaten von den während einer spiralförmigen Abtastung gesammelten.
Der spiralförmig abtastende Röntgenstrahl 29 und die Detektoranordnung 40 erzeugen jedoch periodisch Daten, die mit den bei der Therapieplanung eingesetzten identisch sein sollten.
Beispielsweise unter Bezugnahme auf die Fig. 17(a) und 17(c) ist das Bestrahlungsfenster 172 am 180º-Rotationspunkt auf die erste Scheibe 166 des Tumors 164 zentriert. Auf ähnliche Weise ist das Strahlungsfenster 172, auf Fig. 17(e) Bezug nehmend, auf eine diskrete Scheibe auch am 360º-Rotationspunkt zentriert. In diesen Winkeln während einer spiralförmigen Sitzung sollten die vom tomographischen Bilderzeugungssystem 63 erzeugten Rohdaten mit den Röntgenstrahlendaten des gleichen Winkels zusammenfallen, die während der Therapieplanungssitzung für den tomographischen Bilderzeugungsabschn itt der spezifischen Scheibe erzeugt werden. Jene Winkel, wo Daten von der Planungssitzung und der Therapiesitzung identisch sind, werden hierin als zusammenfallende Winkel bezeichnet.
Unter Bezugnahme auf Fig. 19 werden die während der Planungssitzung erzeugten und in der Massenspeichereinheit 73 gespeicherten Rohdaten in einen Rohdatenselektor 178 geladen, der die Daten 180 auswählt, die den vorhergesehenen Zusammenfallswinkeln entsprechen. Während der Therapiesitzung können die Bilderzeugungsquelle 28 und die Detektoranordnung 30 zusammenarbeiten, um nur die Behandlungsdaten 179 zu erzeugen, die zur Positionsüberprüfung notwendig sind, wobei die Daten an den vorhergesehenen Winkeln des Zusammenfallens erzeugt werden (in den Fig. 17(c) und 17(e) im 180º- und 360º-Winkel, wo der Bilderzeugungsstrahl 29 eine bestimmte Tumorscheibe umfaßt). Ein Vergleichsmodul 182 kann dann die ausgewählten Daten 180 mit den Behandlungsdaten 179 in Korrelation setzen, wodurch ein Differenzwert 183 nach der folgenden Formel erzeugt wird:
Differenzwert:
worin n die Zahl der Detektorelemente in der Detektoranordnung ist, Ψ( , Φk) der während der Planungssitzung im Winkel φk detektierte Fluß ist und Ψ(t, Φk) der im Winkel φk während der Therapiesitzung detektierte Fluß ist.
Ein Begrenzermodul 184 vergleicht den Differenzwert 183 mit der annehmbaren Grenze. Wenn der Differenzwert 183 nicht innerhalb des akzeptablen Grenzbereichs liegt, erzeugt das Begrenzermodul ein Alarmsignal. Wenn der Differenzwert 183 jedoch nicht größer oder geringer als der akzeptable Grenzbereich ist, sendet das Begrenzermodul 184 einen Alarm 185, der die Strahlungsquelle entweder abschaltet oder einen Therapeuten über mögliche Patientenbewegung alarmiert.

IX. Software zur Steuerung von Kollimatorbacken

Alle Fluenzprofile für eine einzelne Umgreifrotation sind gemeinsam als Sinogramm für eine "Scheibe" des Tumors gespeichert. Auf Fig. 20 Bezug nehmend hat ein vereinfachter zylindrischer Tumor 110, dessen Achse mit der Rotationsachse des Umgreiforgans 14 zusammenfällt, einen größeren Durchmesserabschnitt 111 und einen relativ kleineren Durchmesserabschnitt 12. Sowohl der große 111 als auch der kleine 112 Durchmesserabschnitt des Tumors 110 sind in getrennte Scheiben 113, 114, 115, 116 und 117 mit ähnlicher Größe geteilt worden.
Auf die Fig. 21(a)-(c) Bezug nehmend bildet jedes Sinogramm des Tumors 110 eine dreidimensionale Oberfläche, die Strahlbreitenintensitätsdaten für jedes Schwächungsblatt des Kompensators 40 entlang der vertikalen Achse, Umgreifwinkel θ entlang der horizontalen Achse und Blattzahl liefert, die sich in die Seite zurück erstreckt. Bei einem einfachen homogenen und zylindrischen Tumor von Fig. 20 bilden die Sinogramme ein zweiwertiges rechteckiges Plateau. Im allgemeinen jedoch sind die Sinogramme willkürlich komplexe zweidimensionale Oberflächen.
Nun auf Fig. 22 Bezug nehmend nimmt ein Vergleichsmodul 119 vor einer Therapiesitzung alle Sinogramme auf, die den getrennten Tumorscheiben entsprechen, die innerhalb von Ebenen parallel zur Fächerstrahlebene 38 liegen. Nachdem die Fluenzprofile der Behandlungssinogramme 102 ermittelt und im Massendatenspeicherungssystem 73 gespeichert worden sind, vergleicht das Vergleichsmodul 119 Sinogramme für benachbarte Tumorscheiben durch ein Korrelationsverfahren. Wenn zwei Sinogramme, die benachbarten Scheiben eines Tumors entsprechen, in hohem Maße korrelieren, bedeutet das, daß die Fluenzprofile für beide Scheiben für jeden Umgreifwinkel θ ähnlich sind und daher ähnliche benachbarte Tumorscheiben gemeinsam bestrahlt werden können, wodurch die Anzahl an Umgreiforganrotationen minimiert wird, die zur Bestrahlung eines Tumors notwendig ist.
Unter Bezugnahme auf Fig. 20, 21 und 22 identifiziert das Vergleichsmodul 119 beispielsweise, wenn Tumor 110 in den Strahlungskollimtorstrahl 26 verschoben wird, so daß die erste Tumorscheibe 113 vom Fächerstrahl 26 bestrahlt wird, das im Massendatenspeicherungssystem 73 gespeicherte Sinogramm (Fig. 21(a)), das der ersten Scheibe 113 entspricht, und verwendet es als Vergleichsstandard. Das Vergleichsmodul 119 identifiziert auch die Tumorscheibe 114, die an die erste Tumorscheibe 113 angrenzt und als nächstes durch den dicken Fächerstrahl 26 zu bestrahlen ist, und lokalisiert ihr entsprechendes Sinogramm (Fig. 21(b)).
Das Vergleichsmodul 119 bringt dann dieses erste und zweite Sinogramm in Korrelation, um einen Differenzwert 120 nach der folgenden Formel zu erzeugen:
Differenzwert:
worin Ψ( z&sub1;, θj, Φk) die Fluenz der ersten Scheibe (113) im Umgreifwinkel θj für das Kompensatorblatt θk und Ψ(z&sub2;, θj, Φk) die Fluenz der zweiten Scheibe (114) im Umgreifwinkel θj für das Kompensatorblatt θk ist. n ist die Anzahl der Blätter 41, die vom Kompensator 40 eingesetzt werden, und 360º ist eine Umgreiforgandrehung. Der Differenzwert 120 ist ein Maß für die Ähnlichkeit zwischen Sinogrammen, die den beiden Scheiben entsprechen.
Ein Steuersignalgenerator 121 vergleicht den Differenzwert 120 mit einer vorbestimmten Grenze. Wenn der Differenzwert 120 unter der Grenze liegt, setzt der Steuersignalgenerator 121 einen Merker im Massendatenspeicherungssystem 73 über Signal 122, der anzeigt, daß die speziellen Tumorscheiben während einer späteren Therapiesitzung als Teil einer einzigen Bestrahlungszone behandelt werden können.
Auf die Fig. 21(a) und 21(b) Bezug nehmend sind die Sinogramme für die beiden Scheiben 113 und 114 ähnlich. Daher resultiert ein kleiner Differenzwert 120, nachdem das Vergleichsmodul 119 die Sinogramme der Fig. 21(a) und 21(b) unter Einsatz von Gleichung 17 korreliert hat. Daher können die ersten beiden Scheiben 113, 114 des Tumors in einer Therapiesitzung als eine einzige Bestrahlungszone behandelt werden, und der Steuersignalgenerator 121 liefert ein dahingehendes Signal 122.
Wenn der Differenzwert 120 zwischen zwei Sinogrammen benachbarter Scheiben 113, 114 klein ist, identifiziert das Vergleichsmodul 119 die dritte Scheibe 115, die über die Fächerstrahldicke 26 zu bestrahlen ist, und lokalisiert das ihr zugeordnete Sinogramm. Beim Vergleich des ersten Sinogramms (Fig. 21(a)) mit dem dritten Sinogramm (nicht gezeigt) wird ein neuer Differenzwert 120 erzeugt.
Wenn der neue Differenzwert 120 auch geringer als die Grenze ist, liefert der Steuersignalgenerator 121 ein weiteres Kontrollsignal 122 an das Massendatenspeichersystem 73, das anzeigt, daß die erste 113, die zweite 114 und die dritte 115 Tumorscheibe während der Therapiesitzung als eine einzige Bestrahlungszone behandelt werden sollten. Beim Tumor in Fig. 20 ist die dritte Scheibe 115 den ersten beiden Scheiben 113, 114 sehr ähnlich und hat daher ein ähnliches Sinogramm und einen minimalen Differenzwert 120. Daher wird die dritte Scheibe 115 als Teil einer einzigen Bestrahlungszone mit der ersten 113 und der zweiten 114 Scheibe gemeinsam behandelt.
Das Korrelationsverfahren wird mit Sinogrammen fortgesetzt, die jeder nächsten benachbarten Scheibe des Tumors 110 entsprechen, die mit dem Vergleichsstandardsinogramm in Korrelation gesetzt werden, bis sich ein Differenzwert 120 als über der Grenze liegend erweist.
Wenn ein Differenzwert 120 größer als die Grenze ist, erzeugt der Steuersignalgenerator 121 ein Steuersignal 122, das einen Beendigungsmerker im Massenspeichersystem setzt. Ein solcher Beendigungsmerker zeigt an, daß die letzte Tumorscheibe der Beginn einer neuen Bestrahlungszone ist.
Beispielsweise auf den Tumor 110 in Fig. 20 Bezug nehmend entsteht ein hoher Dtfferenzwert 120, wenn das Sinogramm (Fig. 21(c)) für die erste Scheibe 116 mit großem Durchmesser des Tumors 110 mit dem Sinogramm für den Vergleichsstandard verglichen wird (Fig. 21(a)), und der Steuersignalgenerator 121 speichert einen Abschlußmerker, der angibt, daß die Scheibe 116 mit großem Durchmesser nicht als Teil einer einzigen Bestrahlungszone mit den ihr vorangehenden Tumorscheiben behandelt werden kann.
Sobald ein inakzeptabel großer Differenzwert 120 gefunden wird und der Abschlußmerker gespeichert ist, beginnt das Vergleichsmodul 119 das Vergleichsverfahren wieder von neuem, wobei als Vergleichsstandard das Sinogramm gewählt wird, das der letzten Tumorscheibe 116 entspricht, die den hohen Differenzwert 120 erzeugte. In Fig. 20 wäre der neue Vergleichsstandard das Sinogramm, das der ersten Scheibe 116 mit großem Durchmesser des Tumors 110 entspricht. Das Vergleichsmodul 119 beginnt einen neuen Satz von Korrelationsberechnungen, die den neuen anfänglichen Vergleichsstandard (Fig. 21(c)) mit der nächsten Scheibe 117 des zu bestrahlenden Tumors in Korrelation setzen. Diese Vergleiche werden fortgesetzt, bis jede Scheibe des Tumors mit einer spezifischen Bestrahlungszone des Tumors assoziiert worden ist. Eine Bestrahlungszone kann eine einzelne Scheibe sein.
Ein Zonenplangenerator 123, der mit der Massenspeichereinheit 73 kommuniziert, komprimiert die Bestrahlungszonendaten in einen Wert, der die Größe einer jeden Bestrahlungszone angibt, die gemeinsam mit einem Sinogramm gespeichert ist, das für jede Bestrahlungszone repräsentativ ist.

X. Betrieb der Kollimatorbacken

Auf die Fig. 23(a)-(f) Bezug nehmend sind die Backen 31a, 31b am Beginn einer Iherapiesitzung, wie in Fig. 23(a) gezeigt, geschlossen, so daß die gegenüberliegenden Flächen 249 der Backen in einer einzelnen geschlossenen Backenebene 126 aneinanderliegen, die an der Kante des Kollimatorstrahls 3 angeordnet ist, durch den der Tumor zuerst eintritt. Auf Fig. 23(b) Bezug nehmend geht ein Tumor 128 während einer Iherapiesitzung zunächst durch die Hinterkante 8 des parallel gerichteten Strahls 3, die durch eine hintere Backe 31b definiert ist, und dann durch die Vorderkante 9 des parallelgerichteten Strahls 3, die durch eine vordere Backe 31a definiert ist.
Wenn die Vorderkante 126 einer ersten Scheibe 129 eines Tumors 128 in die geschlossene Backenebene 126 verschoben wird, beginnt sich das (in den Fig. 23(a)-(f) nicht gezeigte) Umgreiforgan 13 zu drehen, wodurch sich die Strahlungsquelle um eine Rotationsachse 118 zu drehen beginnt. Während sich die Strahlungsquelle 32 und die Backen 31a, 31b um eine halbe Drehung bewegen (Fig. 23(b) und 23(e)), bewegt sich die hintere Backe 31b von der vorderen Backe 31a weg, während die vordere Backe bezogen auf die Couch und den Patienten 59 stationär bleibt, so daß die Vorderkante 9 des parallel gerichteten Strahls 3 der Position der Vorderkante 125 der ersten Scheibe 129 folgt. Während der ersten Halbdrehung geht die erste Tumorscheibe 129, die sich bezogen auf die hintere Backe 31b bewegt, vollständig durch die Hinterkante 8 des parallel gerichteten Strahls 3.
Wie in Fig. 23(e) zu sehen, umfaßt der parallel gerichtete Strahl 3, der durch den Backenspalt 221 hindurchgeht, nach den ersten 180º Umgreiforgandrehung die gesamte erste Scheibe 129 des Tumors 128. Von diesem Punkt an bleiben die Backen 31a, 31b in einer feststehenden Trennung, die einen konstanten Backenzwischenraum 221 erzeugt.
Es sollte festgestellt werden, daß nach einer 180º-Drehung die Menge an kumulativer Strahlung, die über die Scheibe 129 erhalten wird, nicht konstant, sondern ein Gradient ist. Die Vorderkante 125 der Scheibe 129 hat mehr Strahlung erhalten als die Hinterkante; nachdem jedoch die zweite 180º Drehung abgeschlossen ist, wobei die vordere Backe 31a in Bezug auf die hintere Backe 31b und die Strahlungsquelle 32 stationär bleibt, wird dieser Gradient eliminiert. Der während der zweiten 180º - Drehung abgegebene Strahlungsgradient ist der Kehrwert des Gradienten, der durch die erste halbe Spiraldrehung erzeugt wird, und die beiden Gradienten addieren sich über die ersten 360º spiralförmige Drehung.
Wie in Fig. 23(c) zu erkennen, weisen die Backen 31a und 31b während der zweiten 180º - Drehung der Strahlungsquelle 32 um das Umgreiforgan konstante Trennung auf, während der Tumor 128 durch die Fächerstrahldicke 3 verschoben wird. Die Verschiebungsgeschwindigkeit des Tumors 128 und die Rotationsgeschwindigkeit des Umgreiforgans 14 sind so eingestellt, daß nach der zweiten 180º - Drehung der parallel gerichtete Strahl 3, der durch den Backenzwischenraum 221 hindurchgeht, die gesamte zweite Scheibe 130 umfaßt. Zu diesem Zeitpunkt ist die gesamte erste Scheibe 129 gleichmäßig bestrahlt worden. Verschiebung und Drehung werden in diesem Verhältnis fortgesetzt, und der Backenzwischenraum 221 bleibt über so viele Umgreiforganumdrehungen bei einer Scheibe, wie nötig, um den Tumor vollständig zu bestrahlen.
Bei einer zweiten Ausführungsform werden die Kollimatorsteuerungsvorrichtung und die Sinogrammdaten der vorliegenden Erfindung verwendet, um die Spaltgröße 221 zwischen den Kollimatorbacken 31b, 31b über die gesamte Therapiesitzung zu variieren. Nach der entsprechenden Positionierung des Patienten 59 und der Feststellung der Lage des Tumors 131 und dem Laden des Bestrahlungszonenplanes in den Computer 61 beginnt die Therapiesitzung.
Auf Fig. 24(a) Bezug nehmend tritt die erste Scheibe 137 der ersten Bestrahlungszone 142 in die geschlossene Backenebene 145 ein, die durch die Backen 31a, 1b definiert wird. Die ersten drei Scheiben 137, 138 und 139 des Tumors sind als eine einzige Bestrahlungszone 142 zu behandeln, wie durch den Bestrahlungszonenplan angegeben. Weil drei Scheiben als eine einzige Zone 142 zu behandeln sind, kann die relative Verschiebungsgeschwindigkeit der Couch 11 um das Dreifache erhöht werden. So bewegt sich, wie in Fig. 24(b) zu sehen, während der ersten 180º Drehung der Strahlungsquelle 32 die vordere Backe 31a gemeinsam mit der Vorderkante 140 der ersten Bestrahlungszone 142 mit der erhöhten Couchgeschwindigkeit, während die hintere Backe 31b bezogen auf die Strahlungsquelle stationär bleibt. Die gesamte erste Bestrahlungszone 142 (d.h. Scheiben 137, 138, 139) geht durch die Hinterkante 8 des parallel gerichteten Strahls 3, der durch die hintere Backe 31b definiert ist, wenn die ersten 180º spiralförmiger Drehung abgeschlossen sind. An diesem Punkt umfaßt der parallel gerichtete Strahl 3, der durch den Backenzwischenraum 221 hindurchgeht, die gesamte erste Bestrahlungszone 142.
Während der zweiten 180º spiralförmiger Drehung bleibt die Verschiebung der Couch 11 auf der erhöhten Geschwindigkeit, und die vordere Backe 31a bleibt bezogen auf die Quelle 32 stationär, während die hintere Backe 31b mit der erhöhten Couchgeschwindigkeit zur vorderen Backe 31a bewegt wird. Auf die Fig. 25(c) und 25(f) Bezug nehmend folgt die hintere Backe 31b der Hinterkante des parallel gerichteten Strahls 3 zur Hinterkante 141 der ersten Bestrahlungszone 142. Am Ende der zweiten 180º spiralförmiger Drehung sind die Backen 31a, 31b geschlossen, und die Hinterkante 141 der ersten Bestrahlungszone 142 liegt an der geschlossenen Backenebene 145 an.
Während der dritten 180º spiralförmiger Drehung beginnt der obige Vorgang für die zweite Bestrahlungszone 136 (d.h. die Zone mit relativ großen Durchmesser, wie in Fig. 24(a)-(f) zu sehen) von vorne, wobei die Couchgeschwindigkeit und die maximale Größe der Backenzwischenräume 221 so eingestellt sind, daß sie die Größe der zweiten Bestrahlungszone 136 reflektieren.
Die obige detaillierte Beschreibung ist die einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Es können Modifikationen daran vorgenommen werden. Beispielsweise muß das Computertomographiesystem nicht in der Strahlungstherapieanlage enthalten sein, sondern es könnte eine eigene solche Anlage verwendet werden.
Es versteht sich auch, daß andere, komplexere Algorithmen entwickelt werden könnten, um es zu ermöglichen, daß die Backen 31a, 31b während der gesamten Therapiesitzung getrennt bleiben (d.h. sich zwischen den Bestrahlungszonen nicht vollständig schließen). Bei einer solchen Alternative können Algorithmen entwickelt werden, die die Backen 31a, 31b am Ende der großen Bestrahlungszonen schließen, aber in Bereichen, wo Bestrahlungszonen die gleiche vorbestimmte Mindestgröße haben, bei einer einzigen Tumorscheibendicke offen bleiben, und zwischen benachbarten Sinogrammen interpoliert wird.
Eine weitere mögliche Variation, die festgehalten werden sollte, ist die, daß eine volle spiralförmige Drehung verwendet werden könnte, um die Backen 31a, 31b auf eine Position zu öffnen, in der der parallel gerichtete Strahl 3 eine Bestrahlungszone vollständig bestrahlt. Tatsächlich ist bei vielen Anwendungen eine volle spiralförmige Drehung wünschenswert, so daß jeder Teil einer Bestrahlungszone aus vollen 360º bestrahlt wird.
Auch ist das Verfahren zur Planung von Strahlungstherapie nicht auf eine spezielle Strahlungsquelle begrenzt, sondern kann bei jeder Strahlungsquelle eingesetzt werden, die in getrennt geschwächte Strahlungsscheiben zerlegt werden kann.
Bei wieder einer anderen Variation können die tomographischen Therapieplanungsdaten spiralförmig erzeugt werden, um eine bessere Anpassung zwischen diesen Daten und den Bilderzeugungsdaten zu bewirken, die während einer Bestrahlungssitzung gesammelt werden. Solche Daten könnten verwendet werden, um eine konstante Positionsüberwachung am Patienten und Tumor während einer Therapiesitzung durchzuführen. Außerdem können die Röntgenstrahlenquelle 28 und die Strahlungsquelle 32 eine solche Konfiguration haben, daß sie in einer Ebene liegen.
Um die Öffentlichkeit von den verschiedenen Ausführungsformen in Kenntnis zu setzen, die in den Schutzumfang der folgenden Erfindung fallen, werden die folgenden Ansprüche erstellt:

Claims

1. Strahlentherapiegerät zur Behandlung eines Patienten mit Strahlung hoher Energie, umfassend:

ein Umgreiforgan (14) zur Drehung in einer Umgreifebene;

ein Patientenauflagemittel (11), das entlang einer Verschiebungsachse (17) angeordnet ist, um einen Patienten (59) zu tragen und den Patienten relativ zum Umgreiforgan entlang der Verschiebungsachse zu bewegen, wobei die Verschiebungsachse innerhalb der Drehung des Umgreiforgans angeordnet ist;

eine auf dem Umgreiforgan angeordnete Strahlenquelle (32) zur Erzeugung eines Strahlungsstrahls (26) innerhalb einer Fächerstrahlenebene (38), die im wesentlichen parallel zur Umgreiforganebene verläuft, wobei der Strahl eine Vielzahl von Strahlen umfaßt, die in der Strahlenebene um einen Zentralstrahl herum divergieren, wobei der Zentralstrahl von einer Vielzahl von Umgreiforganwinkeln entlang der Umgreiforganebene auf den Patienten gerichtet ist; und

ein zwischen der Bestrahlungsqueile und dem Patienten angeordnetes Abschwächmittel (40), um die Intensität eines jeden Strahls in Abhängigkeit vom Umgreiforganwinkel unabhängig zu regulieren.

2. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 1, das auch eine ringförmige stationäre Strahlungsabschirmung (12) umfaßt, die um das Umgreiforgan herum angeordnet ist, um Streustrahlung von der Strahlenquelle aufzuhalten, nachdem die Strahlung durch den Patienten hindurchgegangen ist.

3. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 1, die gegenüber der Strahlenquelle auch einen Strahlenstopper (107) umfaßt, der sich um das Umgreiforgan dreht, wobei der Strahlenstopper Strahlung von der Strahlenquelle (32) begrenzt und absorbiert, nachdem die Strahlung durch den Patienten hindurchgegangen ist.

4. Strahlentherapiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, worin das Gerät weiters umfaßt:

eine auf dem Umgreiforgan (14) angeordnete Röntgenstrahlenquelle (28) zur Erzeugung eines Röntgenstrahls, der von einer Vielzahl von zweiten Umgreiforganwinkeln ausschließlich entlang der Umgreiforganebene zur Rotationsachse gerichtet ist, wobei die Strahlenquelle (32) und die Röntgenstrahlenquelle (28) in getrennten parallelen Ebenen angeordnet sind, so daß der Strahlungsstrahl und der Röntgenstrahl einander nicht schneiden; und

einen Röntgenstrahlendetektor (30), der auf dem Umgreiforgan angeordnet und der Röntgenstrahlenquelle diametral gegenüber angeordnet ist, um die Röntgenstrahlen davon aufzunehmen.

5. Strahlentherapiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 4, worin das Gerät ein Antriebsmittel umfaßt, um die Strahlenquelle (32) während der Bewegung des Patientenauflagemittels entlang der Verschiebungsachse um eine Rotationsachse zu bewegen;

wodurch der Zentralstrahl des Strahlungsstrahls (26) einen spiralförmigen Weg durch den Patienten (59) beschreibt.

6. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 5, worin der Strahlungsstrahl (26), wenn er nicht absorbiert wird, ein Bestrahlungsfenster (33) am Patienten begrenzt, und worin der Patient alle 2 Π der Drehung der Strahlenquelle um die Rotationsachse um einen Bruchteil der Breite des Bestrahlungsfensters entlang der Verschiebungsachse verschoben wird.

7. Strahlentherapiegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei das Gerät einen Kollimator (36) umfaßt, der zwischen der Strahlenquelle (32) und dem Patienten (59) angeordnet ist, um die Strahlenbreite normal zur Strahlenebene (38) zu regulieren, wobei das Gerät ein Mittel zum Bewegen des Patienten relativ zum Umgreiforgan (14) entlang der Verschiebungsachse (17) umfaßt, so daß das Behandlungsvolumen eine Vielzahl benachbarter Scheiben umfaßt, wobei jeder Scheibe ein Sinogramm zugeordnet ist, das gewünschte Teilchenflußprofile angibt, die auf eine zugeordnete Scheibe zu richten sind, wobei das Gerät umfaßt:

ein Vergleichsmittel zum Vergleichen von Sinogrammen benachbarter Scheiben, um einen Differenzwert zu erzeugen;

ein Steuerungssignalmittel, das den Differenzwert vom Vergleichsmittel empfängt, um durch ein Korrelationssignal anzuzeigen, ob der Differenzwert innerhalb einer vorbestimmten Grenze liegt;

ein Kollimatorsteuerungsmittel (64), das das Korrelationssignal vom Steuerungssignalmittel empfängt, um den Kollimator (36) so zu steuern, daß er die Strahlenbreite auf gleichzeitig bestrahlte aneinandergrenzende Scheiben des Behandlungsvolumens einstellt, wenn das Korrelationssignal anzeigt, daß der Differenzwert innerhalb der vorbestimmten Grenze liegt.

8. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 7, worin der Kollimator eine erste Kollimator- Backe (31) und eine zweite Kollimator-Backe (31) zur Regulierung der Breite des Strahls umfaßt.

9. Strahlentherapiegerät nach Anspruch 8, worin jedes Sinogramm Profile für eine Vielzahl von Umgreiforganwinkeln für eine zugeordnete Scheibe umfaßt, und wodurch das Vergleichsmittel Profile benachbarter Sinogramme bei entsprechenden Umgreiforganwinkeln vergleicht und die Werte der Vergleiche kombiniert, um den Differenzwert zu erzeugen.