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Die Erfindung betrifft ein neues
Verfahren zur Erfassung und Untersuchung der Wechselwirkung von,
insbesondere hochenergetisch geladenen, Gamma- und Röntgenstrahlen,
welche in der Praxis als harte Röntgenstrahlen
bezeichnet werden, mit einem Objekt oder einem Patienten (nachstehend
als beobachtetes Ziel bezeichnet).
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Sie betrifft auch ein Röntgensystem
zur Wiedergabe in Echtzeit des erfassten Bildes eines Objekts oder
eines Röntgenelements,
dessen Einfallslichtquelle aus Gammaphotonen oder harten Röntgenstrahlen
besteht, sodass der betreffende Detektor in Funktion tritt.
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Die Anwendung von Gamma- und harten Röntgenstrahlen,
deren Energie normalerweise mehr als hundert Kiloelektronenvolt
(keV) beträgt,
zur Untersuchung der inneren Struktur materieller Objekte oder,
im Rahmen der Strahlentherapie, insbesondere zur Behandlung von
Krebskrankheiten ist heute weitgehend ausgereift. Die Schwierigkeit,
qualitativ hochwertige Bilder zu erhalten, welche eine korrekte
Auswertung ermöglichen,
ist jedoch groß,
insbesondere im Vergleich zu den herkömmlichen Röntgentechniken, welche mit
geringen Energien arbeiten.
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Diese Schwierigkeiten hängen nicht
nur mit dem geringeren Absorptionskoeffizienten der Gammastrahlen
zusammen, sondern sind ebenso auf die verschiedenen auftretenden
Wechselwirkungsphänomene
zurückzuführen. Tatsächlich kommt
es beim Eindringen eines Röntgen-
oder Gammastrahlenbündels
in ein stoffliches Medium im Anschluss an eine Wechselwirkung zwischen
den Photonen und dem durchquerten Medium zu einer Dämpfung der
Energie der einfallenden Photonen.
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Diese Wechselwirkung kann entweder
mit einem Elektron des Mediums, oder mit einem Kern der das genannte
Medium bildenden Atome stattfinden. Unter den Wechselwirkungen mit
den Elektronen wird unterschieden zwischen dem Compton-Effekt, d. h. der
Ausstoßung
des den Gegenstand der Wechselwirkung bildenden Elektrons und der
Entstehung eines diffusen Photons, einerseits und dem fotoelektrischen
Effekt, d. h. der Ausstoßung
eines Bahnelektrons unter Einwirkung der durch das einfallende Photon übertragenen
Energie, andererseits. Der fotoelektrische Effekt ist für Energien
der einfallenden Photonen bis zu hundert keV bestimmend. Jenseits dieses
Schwellenwerts nimmt der fotoelektrische Effekt zugunsten des Compton-Effekts
ab.
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Die Wechselwirkung mit den Kernen
bewirkt die Entstehung von Elektron-Positron-Paaren, wobei dieser
Effekt jenseits von Energien in der Größenordnung von 5–10 MeV,
je nach Ordnungszahl des durchquerten Materials, gegenüber dem
Compton-Effekt in den Vordergrund tritt.
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Der geringe Absorptionskoeffizient,
dadurch verstärkt,
dass diese spezifische Größe jedes
einzelnen Atomelements bei den genannten Elementen sehr schwach
differenziert wird, sobald die Energie der einfallenden Photonen
ca. 1 MeV erreicht, bewirkt eine signifikante Reduzierung des Kontrasts, begrenzt
die Effizienz der Detektoren für
diese in Röntgenanlagen
enthaltenen Strahlen und schränkt die
Qualität
der aufgenommenen Bilder erheblich ein.
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Ferner treten hochenergetische Elektronen und
hochenergetische Sekundärphotonen
in Wechselwirkung mit dem Versuchsvolumen und erfordern die Anwendung
stärkerer
Barrieren gegen diese Sekundäreffekte,
welche ebenso viele Quellen von Teilchen bilden, die das erfasste
Signal, insbesondere seinen Kontrast, beeinflussen und die Auflösung hinsichtlich
der Position innerhalb des daraus resultierenden Bildes begrenzen.
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Im Rahmen der Industrie-Radiographie
finden hochenergetische Röntgenstrahlen
Anwendung bei der Erfassung relativ dichter Objekte, zum Beispiel
für zerstörungsfreie
Prüfungen
an Stahlkonstruktionen, Schweißnahtkontrollen
usw. Die Röntgenbilddarstellung
erlaubt auch Rückschlüsse auf
die innere Struktur des Objekts.
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Solche im gleichen Energiebereich
liegenden Röntgenstrahlen
werden auch für
die Strahlentherapie im Rahmen der Behandlung von bösartigen Tumoren
eingesetzt. In diesem Fall werden diese Strahlen angewandt, um die
biologische Struktur lebender Gewebe zu verändern, und insbesondere, um
sie zu zerstören.
Das Röntgenbild
des bestrahlten Patienten versetzt den Operateur in die Lage, die Lagerung
des genannten Patienten zu verbessern und die Kollimationsblenden
besser einzustellen, um eine qualitativ bessere Behandlung zu erreichen
und vor allem die Gefahr einer Verletzung des gesunden Gewebes zu
verringern, indem die bei der Lagerungskontrolle angewandte Dosis
soweit wie möglich verringert
wird.
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Die Röntgenbilddarstellung mittels
Röntgenstrahlen
dieses Energiebereichs, d. h. über
500 keV, erweist sich in Anbetracht des geringen Wirkungsquerschnitts
der Wechselwirkung zwischen den Photonen und dem Material als schwer
einstellbar. Tatsächlich
erhält
man im Allgemeinen infolge der geringen Abhängigkeit des Dämpfungskoeffizienten
des Photons von der Ordnungszahl Bilder mit geringem Kontrast, sodass
aus verschiedenen Elementen bestehende Regionen schwer unterscheidbar
sind. Zur Verbesserung der Bildqualität erweist es sich deshalb als
erforderlich, eine große
Probe von am Detek tor erfassten Photonen zu nehmen. Dazu bieten
sich somit zwei Möglichkeiten
an. Die erste besteht darin, die bei dem Objekt angewandte Strahlungsdosis
zu erhöhen.
Die zweite beinhaltet eine Maximierung der Photonenerfassungseffizienz
des Detektors.
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Wenngleich die erste dieser Möglichkeiten im
Rahmen der Untersuchung von statischen Objekten, insbesondere in
Industrieumgebungen, tatsächlich
ins Auge gefasst werden kann, gilt dies mit Sicherheit nicht für Strahlenbehandlungen,
bei denen die angewandte Dosis aus offenkundigen Sicherheitsgründen streng überwacht
werden muss.
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Ein weiterer wichtiger Faktor, durch
den sich die Qualität
der Röntgenbilder
bei Verwendung hochenergetischer Photonen verringert, hängt mit
der großen
Fraktion von Photonen zusammen, welche nicht von der Hauptphotonenquelle
ausgehen, sondern bei denen es sich um Sekundärphotonen handelt, welche durch
Compton-Wechselwirkungen oder durch Bremsstrahlung erzeugt werden
und sowohl an dem das bestrahlte Objekt umgebenden Material, dem
bestrahlten Objekt selbst wie auch an den Kollimationsorganen oder
sogar am Detektor selbst auftreten.
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Schließlich hängt ein weiterer Faktor, der
zu der Schwierigkeit, Bilder guter Qualität herzustellen, beiträgt, mit
dem geringen Wirkungsquerschnitt der Wechselwirkung der hochenergetischen
Photonen zusammen, von denen nur ein geringer Anteil der das zu
untersuchende Objekt durchquerenden Photonen zum Bild beiträgt.
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Eine erfindungsgemäße Aufgabe
betrifft den Wirkungsgrad der Primärphotonen in Höhe des Detektors.
Dazu wird nur die Erfassung des Spektrumanteils der Primär- oder
Direktpho tonen durch Anwendung eines Schwellenwerts gewählt und
somit der Anteil der diffusen oder Sekundärphotonen am inhärenten Signal
minimiert.
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Ein solcher Gamma- oder Röntgenstrahlendetektor
wird hinter dem zu durchstrahlenden Objekt oder Patienten angeordnet.
Im Rahmen von Industrie-Röntgenuntersuchungen
muss er in der Lage sein, ein Bild der inneren Struktur des bestrahlten Teils
des Gegenstands bei maximaler Präzision
und maximalem Kontrast zu liefern. Im Rahmen der Strahlentherapie
muss er bei minimaler Strahlungsdosis ein Bild von ausreichender
Qualität
liefern.
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Unter diesen Detektoren sind Trägerfilme
bekannt, welche aus einem gegenüber
Röntgenstrahlen
empfindlichen Film bestehen und zwischen zwei Metallplatten eingelegt
werden. Trotz eines guten Wirkungsgrads bei niedriger Energie und
guter Raumauflösung
leidet ein derartiges System unter einem nur mittelmäßigen Kontrast.
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Im übrigen verhindert die Anwendung
solcher Filme vor allem die Erzeugung von Bildern in Echtzeit oder
in Quasi-Echtzeit,
wie sie sich im Rahmen der Strahlentherapie immer mehr als unverzichtbar
erweist.
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Es hat sich deshalb als notwendig
erwiesen, eine elektronische Kontroll-Bilddarstellungsvorrichtung,
besser bekannt unter dem englischen Begriff Electronic Portal Imaging
Devices (EPID), insbesondere in Linearausführung, zu entwickeln, welche
in der Lage ist, bei geringer Strahlendosierung für den Patienten
ein Echtzeitbild mit hohem Kontrast zu liefern.
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Daher wurden Spiegel-Videosysteme
mit Leuchtschirmen vorgeschlagen. Derartige Systeme bestehen aus
einer mit einem Leuchtphosphorschirm überzogenen Metallplatte, wobei
der genannte Schirm mit Hilfe eines um 45° geneigten Spiegels durch eine
Videokamera optisch dargestellt wird. Die Wechselwirkung der Röntgenstrahlen
in der Metallplatte erzeugt durch fotoelektrische Effekte, den Compton-Effekt
und die Bildung von Paaren hochenergetische Elektronen und bewirkt
im Innern des Schirms die Fluoreszenz.
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Wenngleich ein solches System eine
gute Raumauflösung
entwickelt, weist es andererseits einen geringen Kontrast auf und
zur Erzielung eines lesbaren Bildes ist häufig eine hohe Dosierung erforderlich.
Im übrigen
unterliegen solche Systeme einer erheblichen und relativ schnellen
Alterung, sie beanspruchen viel Platz und setzen eine kostspielige Technologie
voraus.
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Dann wurden Ionisationsflüssigkeitskammern
entwickelt. Die Ionisationskammer besteht aus einer Drahtmatrize,
welche sich aus zwei parallel verlaufenden Flächen von Drähten, normalerweise 256 Drähten für jede Fläche, zusammensetzt.
Die 256 Elektroden wirken in einer Richtung als Signal und jede
einzelne Elektrode ist mit einem Detektor für sehr schwachen Strom (im
Picoampere-Bereich) verbunden. Die 255 übrigen Elektroden wirken als
Hochspannungsdrahtelektroden und sind mit einem Spannungsumschalter
verbunden. Zwischen den beiden Flächen befindet sich die Ionisationsflüssigkeit.
Das Signal resultiert aus der Ionisation der Flüssigkeit in Form von Elektron-Ion-Paaren
und seine Amplitude ist proportional der Energie, welche durch die
ionisierten Teilchen während
der Integrationsdauer der elektronischen Leseschaltung in dem Medium
gespeichert wird.
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Tatsächlich wird die Matrize zur
Erzeugung eines Bildes zeilenweise abgetastet, wobei die Spannung
nacheinander an jeder Elektrode umgeschaltet wird.
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Wenngleich sich die daraus resultierende Vorrichtung
als platzsparend und von relativ akzeptabler Empfindlichkeit erweist,
werden dennoch Schwierigkeiten bei der Eichung der Matrize festgestellt
und die Reinheit der organischen Flüssigkeit ist häufig nur
schwer zu erreichen. Im Übrigen
erlaubt der geringe Kontrast vor allem keine Anfertigung von Bildern
sehr hoher Qualität.
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Ebenfalls entwickelt wurden Festkörpersysteme
wie insbesondere Siliziumdetektoren. Derartige Detektoren können aus
einer Zeilenanordnung von 255 Siliziumdioden bestehen, welche unmittelbar nach
einer Bleiplatte von ca. einem Millimeter Dicke installiert ist,
wobei jede Siliziumdiode die hochenergetischen Elektronen erfasst,
welche durch die mit der Bleiplatte in Wechselwirkung stehenden
und in den empfindlichen Raum eindringenden Röntgenstrahlen erzeugt werden.
Die ionisierten Ladungen in der von Siliziumladungen freien Schicht
werden verstärkt
und mit Hilfe eines Analog-Digital-Wandlers digitalisiert.
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Solche Detektoren erfordern zur Erzielung von
Bildern mit einem Kontrast ausreichender Qualität ganz allgemein hohe Dosierungen
und die Gesamt-Feldkontrollzeiten sind allgemein länger als
bei Vorrichtungen zur zweidimensionalen Bilddarstellung.
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Schließlich haben die jüngsten Entwicklungen
im werkstoffkundlichen Bereich und in der Technologie des amorphen
hydrierten Siliziums (a-Si.H) eine Erhöhung der Bildpunktauflösung von
lichtempfindlichen, zweidimensionalen Großdetektoren ermöglicht.
Eine solche a-Si.H-Matrize befindet sich unmittelbar nach einem
aus Metallplatte und Leuchtschirm bestehenden Komplex, wobei diese
beiden Komponenten die gleichen Funktionen erfüllen wie im Rahmen von Kamera-Fluoroskopie-Systemen. Tatsächlich ersetzt
die a-Si.H-Matrize den Spiegel, das Objektiv und die Kamera oder
im Extremfall ein Glasfaserbündel
der herkömmlichen
Systeme. Im Vergleich zu anderen optischen Systemen liegt der Vorteil
der Anwendung einer Fotodiodenanordnung in Nähe des Leuchtschirms darin,
dass ein wesentlicher Anteil des emittierten Lichts aufgefangen
und in ein Signal umgewandelt werden kann. Andererseits hat ein
solches System den Nachteil, direkt in die Anordnung integrierte,
hochempfindliche elektronische Verstärkerkarten während der
strahlentherapeutischen Untersuchungsperioden intensiven Flüssen von
harten Röntgenstrahlen
auszusetzen, welche zu Signalschwankungen und einer Beschädigung der mit
Bestrahlungen verbundenen elektronischen Kanäle führen können.
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Die erfindungsgemäße Aufgabe betrifft deshalb
einerseits ein Verfahren und andererseits ein System zur Echtzeit-Röntgenbilddarstellung, welches
die Unterscheidung schwachenergetischer ionisierender Strahlungen,
die wenigstens teilweise den Streustrahlungen entsprechen, zulässt und
somit deren Beteiligung an dem erfassten Bild erlaubt, sodass der
Kontrast erhöht
wird, und zwar bei relativ reduzierten Dosen der einfallenden Strahlen.
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Ebenso betrifft die erfindungsgemäße Aufgabe
eine Verbesserung der Rauschabstände
sowie die Positionsauflösung
des so erzeugten Bildes.
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Das erfindungsgemäße Verfahren und die Funktionsweise
des entsprechenden Detektors und Systems basieren auf dem Prinzip
der Cerenkov-Lichtemissionsschwelle, welche auftritt, wenn die durch
Wechselwirkung zwischen Photonen und Material erzeugten geladenen
Teilchen ein bestimmtes Dispergierungsmedium durchqueren. Cerenkov-Detektoren
wurden bereits in anderen technischen Bereichen, zum Beispiel bei
Atomreaktoren (siehe FR-A-2068752) und für die Aufspürung von Sprengstoffen in Gepäckstücken (siehe US-A-4851687),
eingesetzt.
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Das Verfahren zur Erfassung und Untersuchung
der Wechselwirkung von Gamma- oder Röntgenstrahlen mit einem Objekt
beinhaltet das Anordnen nach dem genannten, der Bestrahlung ausgesetzten
Objekt eines ersten Materials, das unter der Einwirkung der von
dem Objekt ausgehenden Strahlung hochenergetisch geladene Teilchen
emittieren kann, dann das Dazwischenstellen auf dem Weg der Teilchen
eines zweiten Materials, das nach der Wechselwirkung mit den Teilchen
eine Cerenkov-Strahlung emittieren kann, wobei der Brechungskoeffizient
des zweiten Materials derart gewählt
wird, dass er eine Cerenkov-Strahlung nur für eine bestimmte energetische
Schwelle der genannten geladenen Teilchen, also der austretenden
Strahlen, zulässt,
wobei die Cerenkov-Strahlung durch einen Photonendetektor erfasst
wird.
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Da die Cerenkov-Strahlung nur für eine bestimmte
Energieschwelle wirksam wird, wird eine Selektion nach Energiebereichen
möglich.
Tatsächlich kann
das "Rauschen" beseitigt werden,
welches beispielsweise von den zerstreuten schwachenergetischen
Gammastrahlen ausgeht.
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Der Gamma- und Röntgenstrahlendetektor umfasst:
- – einen
Wandler zur Umwandlung der genannten einfallenden Strahlen in hochenergetische
Elektronen, die durch Paarbildung und Compton-Effekt erzeugt werden;
- – einen
Photonenemitter mit Cerenkov-Effekt unter Einwirkung der energetischen
Elektronen aus dem Wandler, wobei der genannte Emitter an den Wandler
angehängt
ist;
- – ein
Erfassungsorgan, das auf die emittierenden Photonen anspricht und
die Emissionsdichte der aus dem Cerenkov-Emitter stammenden Cerenkov-Photonen
räumlich
wiedergeben kann.
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Zwischen dem Cerenkov-Photonenemitter und
dem Erfassungsorgan wird vorteilhafterweise eine Schicht eines Materials
eingefügt,
welches eine Verschiebung der Wellenlänge der emittierten Cerenkov-Photonen
in den sichtbaren Bereich bewirkt.
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Beispielsweise besteht der Wandler
aus einem Material mit hoher Massenzahl, das aus der Gruppe gewählt wird,
zu der Wolfram, Blei, Kupfer, alleine oder als Legierung, gehören.
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Die Dicke dieses Wandlers liegt in
den meisten Fällen
vorteilhafterweise zwischen 0,1 und 20 mm.
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Der Cerenkov-Emitter weist normalerweise einen
Brechungskoeffizienten zwischen 1 und 2 auf. Er besteht aus einem
optisch durchsichtigen Material, welches die Form eines Kristalls,
eines amorphen Festkörpers
und einer Flüssigkeit
hat. Hergestellt wird er zum Beispiel aus Kalziumfluorid, Natriumfluorid,
Lithiumfluorid, Magnesiumfluorid oder sogar aus natürlichem
oder künstlichem
Siliziumdioxid oder aus Silizium-Aerogelen. Im flüssigen Zustand
kann er aus Wasser oder sogar Freon bestehen.
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Das Erfassungssystem besteht vorteilhafterweise
aus einer Kamera mit Charge-Coupled-Device (CCD), die mit einer
Bildverstärkungsvorrichtung
versehen ist oder nicht, oder aber einer Vorrichtung zur Kühlung des
CCD-Sensors. Diese Kamera ist optisch über einen Spiegel oder über ein
Objektiv entweder direkt mit dem Cerenkov-Emitter oder mit dem Wellenlängenschieber
gekoppelt. Diese Koppelung kann auch über ein Glasfaserbündel erfolgen.
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Das Erfassungssystem kann auch aus
einer Matrize von lichtempfindlichen Elementen des zweidimensionalen
Typs amorphes hydriertes Silizium bestehen.
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Der Wellenlängenschieber besteht vorteilhafterweise
aus einer Natriumsalicylatschicht mit einer Dicke zwischen 10 Nanometer
und 500 Mikrometer, welche auf die Ausgangsfläche des Cerenkov-Emitters aufgebracht
wird. Er kann auch aus der Gruppe gewählt werden, zu der Natriumsalicylat, p-Terphenyl,
Diphenyloxazol (PPO), Tetraphenylbutadien (TPB), p-Quaterphenyl (PQ),
Diphenylstilben (DPS), Transstilben (TS), Diphenylbutadien (DPB), Phenylenphenyloxazol
(POPOP), Bis(2-methylstyrol)benzol
(Bis-MSB), Benzimidazobenzisochinolin (BBQ) gehören.
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Nachstehend wird das Prinzip der
Cerenkov-Emission kurz in Erinnerung gerufen.
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Ein geladenes Teilchen, welches sich
mit einer Geschwindigkeit v = βc
(worin β die
Anzahl Geschwindigkeitseinheiten des Lichts c im Vakuum bezeichnet)
in einem optischen Medium mit dem Brechungskoeffizienten n bewegt,
emittiert sogenannte Cerenkov-Photonen, wenn die Geschwindigkeit
v die Lichtgeschwindigkeit im Medium überschreitet, d. h. wenn v > c/n oder wenn β > γ/n.
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Der polare Cerenkov-Emissionswinkel θ im Verhältnis zur
Richtung des einfallenden Teilchens ergibt sich aus der Gleichung
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Eine Mehrzahl von Photonen wird in
UV-nahen Wellenlängen
emittiert.
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Die Art und Weise, in der die Erfindung
hergestellt werden kann, und die sich daraus ergebenden Vorteile
gehen deutlicher aus dem nachfolgenden Ausführungsbeispiel, welches nur
veranschaulichenden, nicht jedoch einschränkenden Charakter hat, in Verbindung
mit den beigehefteten Figuren hervor.
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1 ist
eine schematische Darstellung eines in ein erfindungsgemäßes Echtzeit-Röntgensystem
integrierten Linearsteuerungsdetektors.
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2 ist
eine schematische Darstellung des im Rahmen des erfindungsgemäßen Bilddarstellungssystems
verwendeten Detektors.
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3 ist
eine schematische Querschnittsdarstellung einer ersten Ausführungsform
des Cerenkov-Emitters, der ein Bestandteil des Detektors ist, welcher
in 4 als Detailansicht
dargestellt wird.
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5 ist
eine Darstellung nach 3 einer anderen
Ausführungsform
des im erfindungsgemäßen Bilddarstellungssystem
verwendeten Detektors.
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In 1 wird
ein speziell für
die Strahlentherapie bestimmtes Röntgensystem dargestellt. Es
besteht im Wesentli chen aus einem Beschleuniger (1), der
ein Parallelbündel
(3) von Photonen und insbesondere von Röntgenstrahlen in Richtung eines
liegenden Patienten (2) emittiert. Der Patient wird so gelagert,
dass neben dem Auftreffen dieses Parallelbündels von Röntgenstrahlen auch seine Eindringtiefe
und die Lokalisation des größten Teils
der zu applizierenden Dosis möglichst
gut bestimmt werden können.
Dazu umfasst die Anlage einen erfindungsgemäßen Detektor (4),
welcher darunter angeordnet ist und bei dem die erfassten Signale
nach Schnittstellenbildung (6) durch einen Mikrorechner
ausgewertet werden, um in Echtzeit ein entsprechendes, sofort auswertbares
Bild zur Verfügung
zu haben.
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Der betreffende Detektor wird im
Einzelnen unter Bezugnahme auf 2 beschrieben.
Dieser erfindungsgemäße Detektor
umfasst zunächst
einen Wandler (7), welcher normalerweise aus einer Platte aus
Blei, Wolfram oder Kupfer oder aber einer Legierung dieser Elemente,
in jedem Fall aus Elementen mit einer hohen Ordnungs- und Massenzahl,
besteht, sodass die einfallenden Photonen (8) entweder
aufgrund des Compton-Effekts oder aufgrund einer Paarbildung in
hochenergetische Elektronen (9) umgewandelt werden. Ferner
wird die Emission eines Sekundärphotons
(10), welches beim Wirksamwerden des Compton-Effekts auftritt,
dargestellt.
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An diesen Wandler (7) unmittelbar
angehängt
ist ein Cerenkov-Photonenemitter (11), dessen Winkel θ von der
Einfallsrichtung der energetischen Sekundärelektronen (9) divergierendes
Bündel
(12) dargestellt wird und der unter Berücksichtigung des Brechungskoeffizienten
des verwendeten Mediums den Typ der Teilchen und deren Energie bezeichnet.
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Dieser Cerenkov-Photonenemitter (11)
besteht entweder aus einem amorphen festen Stoff wie beispielsweise
Kalzium-, Natrium-, Lithium- oder Magnesiumfluorid oder aber aus
Quarz oder einem Siliziumaerogel (n (SiO2)
+ 2 n (H2O)) oder aber einem flüssigen Material,
insbesondere Wasser oder Freon.
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In jedem Fall findet ein Material
mit einem Brechungskoeffizienten über 1, zum Beispiel einem solchen
zwischen eins und zwei, Anwendung. Dieser Cerenkov-Emitter ist lichtdurchlässig. Nach
einem erfindungswesentlichen Merkmal kann das den Cerenkov-Emitter
bildende Material, wenn es ionisierenden Strahlen ausgesetzt wird,
nicht szintillieren.
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Der Cerenkov-Emitter kann unterschiedlich aufgebaut
sein.
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Bei einer ersten, in den 3 und 4 dargestellten Ausführungsform besteht der Cerenkov-Emitter
aus einem Bündel
parallel verlaufender Glasfasern (13) (zum Beispiel aus
synthetisch hergestelltem Quarz), welche optisch voneinander getrennt
und jeweils in eine dünne
Schicht eines schweren metallischen Materials (14) eingebettet
sind. Diese dünne
Umfangsschicht aus schwerem Metall ermöglicht eine vorteilhafte Erhöhung der
Erfassungsleistung.
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Wenngleich der Cerenkov-Emitter aus
angehängten
Glasfasern besteht, behält
er Plattenform, da die beiden Hauptflächen (15, 16)
der Platte aus den Enden der genannten, miteinander verklebten Glasfasern
bestehen, sodass eine starre und gleichmäßige Struktur entsteht. Die
Dicke dieser Platte wird daher durch die Länge der Glasfasern definiert.
Ferner sind die Glasfasern vertikal zur Haupteinfallsrichtung der
zu erfassenden Photonen ausgerichtet.
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Das während des Durchtritts eines
Teilchens durch eine Faser emittierte Cerenkov-Licht ist auf das Innere
derselben begrenzt und die Streuung dieses Lichts auf der rückwärtigen Fläche des
Emitters entspricht dem Durchmesser dieser Faser. Ein durch mehrere
Fasern hindurchtretendes Teilchen hinterlässt somit nur in den durchquerten
Fasern Spuren. Tatsächlich
hängt bei
dieser Ausführungsform
die Auflösung
der Position vom Durchmesser der Fasern und von der Winkelstreuung
der in den so gebildeten Cerenkov-Emitter eintretenden Elektronen
und Positronen ab. Dadurch kann somit beim Austritt ein intensives
Lichtzeichen mit geringer Streuung im Emittervolumen erreicht werden.
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Natürlich kann der Querschnitt
der diesen Emitter bildenden Glasfasern beliebig sein, insbesondere
kreisförmig,
rechteckig, quadratisch usw.
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Bei einer zweiten Ausführungsform
der Erfindung kann der Cerenkov-Emitter (11) aus einer
einfachen Platte bestehen. Diese kann auf der Unterseite mit einer
Schicht versehen sein, die einen Wellenlängenschieber (17)
bildet, wie er weiter unten näher
beschrieben wird. Diese Einzelstruktur kann sich eine bestimmte
Anzahl Male wiederholen, bis ein Mehrschichtemitter, wie in 5 dargestellt, entsteht. Jede
der Schichten (18) besteht aus einer Platte (19), welche
unter der Einwirkung von Elektronen oder Positronen Cerenkov-Photonen emittieren
kann, und besteht beispielsweise aus synthetisch hergestelltem Quarz.
Zwischen den einzelnen Platten eingebettet liegt eine Wellenlängenschieber-Schicht
(17), und eine solche Schicht bedeckt auch die Unterseite
des so gebildeten Stapels.
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Jede der Einzelstrukturen (16),
d. h. jede aus Platte und Wellenlängenschieber bestehende Einheit,
emittiert ein unabhängiges
Signal, wobei der Wellenlängenschieber
seine eigene Fluoreszenz durchscheinen lässt.
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Wenn ein Teilchen die gesamte Dicke
des den Cerenkov-Emitter
bildenden Stapels durchquert, entspricht das daraus resultierende
Signal der Summe der von jeder aus Emitterplatte – Schieberschicht bestehenden
Einheit emittierten Signale. Auf diese Weise entspricht die Amplitude
des Signals dem emittierten Licht in einer Emitterplatte mit einer
Dicke, welche gleich der Summe der Dicken der einzelnen, den Stapel
bildenden Platten ist.
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Tatsächlich wird durch Verwendung
eines Stapels der verschiedenen Einzelemitter die Größe des Endpunkts
verringert und die Raumauflösung
erhöht.
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Die Dicke des Cerenkov-Emitters liegt
normalerweise zwischen 0,1 mm und 20 mm.
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Die Cerenkov-Emissionsschwelle ergibt
sich aus dem Brechungskoeffizienten n des Mediums. Tatsächlich können nur
mit einer bestimmten Masse geladene Teilchen bei einer über einem
bestimmten Schwellenwert liegenden Energie erfasst werden. Im Fall
von Röntgenstrahlen
bestehen die zu erfassenden Teilchen entweder aus Elektronen oder
aus Positronen, sodass die Masse festliegt. Bei Anwendung eines
Schwellenwerts auf die Energie der Elektronen und Positronen wird
in der Tat ein Schwellenwert auf die Energie der erfassten Röntgenstrahlen
angewandt. Auf diese Weise ist der Detektorausgang frei von allen
Röntgenstrahlen
geringerer Energie, über die
weiter oben gesagt wurde, dass sie den Kontrast des daraus resultierenden
Bildes beeinträchtigen.
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Nach einem vorteilhaften erfindungsgemäßen Merkmal
umfasst der Detektor, wie bereits ausgeführt, einen Wellenlängenschieber
(17), der direkt an den Cerenkov-Emitter (11) angehängt ist.
Dieser Wellenlängenschieber
dient der Verschiebung der Wellenlänge der emittierten Cerenkov-Photonen
in den sichtbaren Bereich. Wie bereits gesagt, liegt das Spektrum
der Cerenkov-Emission im Allgemeinen bei geringen Wellenlängen, normalerweise
in Nähe des
UV-Bereichs. Um den Wirkungsgrad der Erfassung durch das Lesemodul
zu optimieren, wird daher unmittelbar am Ausgang des Cerenkov-Emitters
eine dünne
Schicht einer Substanz aufgebracht, welche, ausgehend von UV-Photonen,
Photonen in den sichtbaren Bereich emittiert. Mit einem solchen
Material kann eine fast 100%ige Verschiebung der UV-Photonen in
den sichtbaren Bereich bewirkt werden.
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Diese Schicht besteht vorteilhafterweise
aus Natriumsilicylat oder aber aus p-Terphenyl oder aus einer Mischung
organischer Verbindungen. Sie wird auf der Austrittsseite des Cerenkov-Emitters
oder auf der Unterseite der Einzelstrukturen, woraus dieser besteht,
aufgebracht. Sie hat normalerweise eine Dicke zwischen 10 Nanometer
und 500 Mikrometer.
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Schließlich weist der Detektor eine
lichtempfindliche Lesevorrichtung auf, die auch geeignet ist, den
Aufprallpunkt (20) zu definieren, d. h. eine Raumauflösung wiederzugeben.
Je nach Spezifität
der röntgenologischen
Messungen sind verschiedene Alternativen möglich.
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So kann eine Kamera mit Charge-Coupled-Device
(CCD), eventuell in Verbindung mit einem Bildverstärker, eingesetzt
werden. Die Kamera wird an den Wellenlängenschieber oder den Cerenkov-Emitter
entweder mittels eines Spiegels und eines Objektivs, oder mit Hilfe
eines Glasfaserbündels gekoppelt.
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Diese Anwendung einer CCD-Kamera
für Erfassungszwecke
wird ausführlich
in den Veröffentlichungen
N. A. Bally, R. A. Hom und T. D. Kampp, "Fluoroscopic visualisation of megavoltage
therapeutic X-rays beams",
Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 6, 935–939 (1980), oder J. W. Wong,
W. R. Binns, A. Y. Cheng, L. Y. Gear, J. W. Epstein, H. Klarmann
und J. A. Purdy, "On-line
radiotherapy imaging with an array of fiber-optic image reducers", Int. J. Radiat.
Oncol. Biol. Phys. 18, 1477– 1487
(1990), beschrieben.
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Bei einer anderen Ausführungsform
kann die CCD-Kamera durch eine Matrize von lichtempfindlichen Elementen
ersetzt werden, zum Beispiel durch amorphes hydriertes Silizium
in Form von zweidimensionalen Sensoranordnungen, welche ebenfalls unmittelbar
entweder an den Wellenlängenschieber oder
an den Cerenkov-Emitter gekoppelt werden. Eine derartige Lichterfassungstechnik
wird beispielsweise in der Veröffentlichung
L. E. Antonuk, J. Boudry, W. Huang, D. L. McShan, E. J. Morton,
J. Longo und R. A. Street, "Demonstration
of megavoltage and diagnostic X-ray imaging with hydrogenated amorphous
silicon array",
Med. Phys. 19(6), 1992, S. 1456, beschrieben.
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Die Anwendung dieses Detektors im
Rahmen von Vorrichtungen für
die Röntgenbilddarstellung
erlaubt zunächst
die Anfertigung von Echtzeit-Bildern, welche infolge des durch den
Cerenkov-Effekt erzeugten Schwelleneffekts einen deutlich verbesserten
Kontrast aufweisen.
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Aus dem gleichen Grund wird auch
das Rauschverhältnis
merklich erhöht.
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Im Rahmen der Strahlentherapie erlaubt
der erfindungsgemäße Detektor
ferner eine signifikante Reduzierung der angewandten Strahlendosen,
da der Patient wesentlich besser gelagert werden kann und diese
Erleichterung zudem durch die Anfertigung von erfassten Bildern
in Echtzeit erhöht
wird.
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Nachstehend wird das Funktionsprinzip
der Anlage unter Anwendung nicht nur des Detektors, sondern auch
einer CCD-Kameralesevorrichtung
genau beschrieben.
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Auf an sich bekannte Weise emittiert
das Ziel des aus dem Linearbeschleuniger austretenden monoenergetischen
Elektronenbündels
einen Fluss von harten Röntgenstrahlen,
deren Energiespektrum der Bremsstrahlung entspricht, welche durch
die schweren Metalle, die das genannte Ziel bilden, unter Einwirkung
der genannten Elektronen emittiert wird. Die maximale Energie der
Röntgenstrahlen
liegt sehr nahe an der Energie der vom Beschleuniger ausgehenden
Elektronen. Im Übrigen
sind die Abmessungen des Volumens der Röntgenstrahlenquelle gleich dem
Durchmesser des Elektronenbündels
und der Dicke des Ziels.
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Die von dem Ziel emittierten divergenten Röntgenstrahlen
weisen ein relativ breites Energiespektrum auf und erreichen das
zu untersuchende Objekt oder den zu behandelnden Patienten, der
in einem bestimmten Abstand von dieser Quelle, normalerweise im
Abstand von 1 Meter, liegt. Es sind dann zwei Effekte zu beobachten:
Die Primärröntgenstrahlen
werden gedämpft
und die Wechselwirkung der Primärphotonen
mit dem genannten Objekt verursacht eine Streustrahlung. Die Intensität der Streustrahlung
nach dem Durchqueren des Objekts kann stärker sein als diejenige der
einfallenden Photonen bei dicken und schweren Objekten.
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Die schwachenergetischen Komponenten der
Primärstrahlung
werden beim Durchqueren des Objekts stark gedämpft. Umgekehrt wird das Spektrum
der Sekundärstrahlung,
das heißt
der Streustrahlung, rund um schwache Energien konzentriert. Nach
dem zu untersuchenden Objekt oder dem zu behandelnden Patienten
werden tatsächlich
zwei deutlich getrennte Hauptkomponenten unterhalb eines Werts von
1 MeV beobachtet. Die Menge der Streustrahlen ist größer als
diejenige der Primärröntgenstrahlen
und oberhalb dieser Ebene herrscht Primärstrahlung vor.
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Die lokale Dämpfungsleistung des Primärbündels kann
Informationen hinsichtlich der inneren Struktur des Objekts durch
Transmissionsradiologie liefern. Dispersionsstrahlen liefern keinerlei
Informationen über
die Struktur des Objekts, tragen jedoch zur Herstellung von Bildern
im Rahmen der Bilddarstellungstechniken mittels Filmen oder mittels Leuchtschirm
bei. Tatsächlich
erhöhen
sie das Rauschen und beeinflussen die Auflösung hinsichtlich der Position
sowie den Kontrast. Die Erhöhung
der Bildqualität
findet somit durch eine Verringerung des Anteils der Dispersions-
oder Sekundärstrahlen
statt.
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Bei dem erfindungsgemäßen System
wird der Detektor in einem bestimmten Abstand von dem zu untersuchenden
Objekt oder dem zu behandelnden Patienten positioniert. Die von
dem genannten Objekt oder von dem genannten Patienten ausgehenden
Strahlen treten in Wechselwirkung mit dem Wandler und emittieren
dann Compton-Elektronen und Elektron-Positron-Paare. Die Teilchen,
welche mit einer höheren
Energie als dem Schwellenwert geladen sind, der durch den Brechungskoeffizienten des
wandlernahen Cerenkov-Emitters festgelegt ist, erzeugen das Cerenkov-Licht.
In Anbetracht der Tatsache, dass die Energie der genannten geladenen Teilchen
mit der Energie der einfallenden Photonen, die sie hervorgerufen
haben, in Korrelation gesetzt wird, bringt die Festlegung eines
Energie-Schwellenwerts für
die geladenen Teilchen die Festlegung eines Schwellenwerts für die einfallenden
Röntgenstrahlen
mit sich. In der Praxis ist der Erfassungsenergie-Schwellenwert der
Röntgenstrahlen
geringfügig
höher als
bei den geladenen Teilchen, insbesondere den Elektronen.
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Durch Auswahl eines geeigneten Materials für den Cerenkov-Emitter
wird eine Erfassung des schwachenergetischen Bereichs der von dem
zu untersuchenden Objekt oder dem zu behandelnden Patienten ausgehenden
Strahlen verhindert, wodurch der Beitrag der Dispersionsstrahlen
(oder Sekundärstrahlen)
zur Herstellung der Bilder praktisch ohne Auswirkung auf die Primärstrahlung
entfällt.
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Die Verteilung der Photonendichte
in Höhe der
Erfassungsebene entspricht der Verteilung der Photonendämpfung im
Innern des zu untersuchenden Objekts oder des zu behandelnden Patienten. Damit
erlaubt die Erfassung der Verteilung der Primärphotonendichte die Anfertigung
eines Bildes der inneren Struktur des genannten Objekts oder des
genannten Patienten.
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In gleicher Weise ist die lokale
Cerenkov-Licht-Emissionsmenge
proportional der Anzahl der den Cerenkov-Emitter erreichenden Gammaprotonen.
Auf diese Weise erlaubt die Verteilung der Oberflächendichte
des vom Emitter emittierten Cerenkov-Lichts die Wiedergabe eines
Bildes der inneren Struktur des den genannten Strahlen ausgesetzten
Objekts oder Patienten.
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Dieses Bild bleibt nach Umwandlung
des Cerenkov-Spektrums
durch den Wellenlängenschieber erhalten.
Um das angefertigte Röntgenbild
aufzeichnen und speichern zu können,
ist eine Erfassung der Dichteverteilung des vom Schieber emittierten
Lichts zweckmäßig. Dazu
findet eine lichtempfindliche Vorrichtung mit Positionsanzeige,
wie zum Beispiel eine CCD-Kamera, Anwendung. Diese wird über einen Planspiegel
und ein Objektiv in Höhe
der durch den Wellenlängenschieber
ge bildeten Ebene angekoppelt. Im Innern der Ladungsübertragungsvorrichtung wird
die lokale Lichtintensität
für jeden
Bildpunkt in elektrische Ladungen umgewandelt, wobei die Ladungsmenge
jedes Bildpunkts proportional der emittierten Lichtmenge in Höhe der entsprechenden Zone
des Wellenlängenschiebers
ist, welcher seinerseits dem Cerenkov-Licht ausgesetzt wird. Das
in Bildpunkte zerlegte elektronische Bild wird anschließend in
einem mit einer Signalverarbeitungseinheit verbundenen Speicher
gespeichert. Die CCD-Kamera kann zweckmäßigerweise mit einem Bildverstärker kombiniert
werden, durch den die Empfindlichkeit der Kamera verbessert werden
soll.
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Im übrigen kann die Matrize der
CCD-Kamera während
der Informationserfassung bis auf eine Temperatur von etwa –100°C gekühlt werden,
um so das von den Halbleiterkomponenten ausgehende thermische Rauschen
zu reduzieren und damit eine Verbesserung der Empfindlichkeit und
des dynamischen Erfassungsbereichs zu ermöglichen.
