EP2114249A1 - Vorrichtung zur räumlichen lokalisation eines bewegbaren körperteils - Google Patents

Vorrichtung zur räumlichen lokalisation eines bewegbaren körperteils

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Publication number
EP2114249A1
EP2114249A1 EP08707569A EP08707569A EP2114249A1 EP 2114249 A1 EP2114249 A1 EP 2114249A1 EP 08707569 A EP08707569 A EP 08707569A EP 08707569 A EP08707569 A EP 08707569A EP 2114249 A1 EP2114249 A1 EP 2114249A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
optical
fluorophore
body part
light source
optical recording
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP08707569A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Thomas Broennimann
Laurent Cloutot
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Schweiz AG
Original Assignee
Siemens Schweiz AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Schweiz AG filed Critical Siemens Schweiz AG
Priority to EP08707569A priority Critical patent/EP2114249A1/de
Publication of EP2114249A1 publication Critical patent/EP2114249A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor or mobility of a limb
    • A61B5/1113—Local tracking of patients, e.g. in a hospital or private home
    • A61B5/1114—Tracking parts of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0233—Special features of optical sensors or probes classified in A61B5/00
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1049—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam
    • A61N2005/1059—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for verifying the position of the patient with respect to the radiation beam using cameras imaging the patient

Definitions

  • the invention relates to a device for spatial localization of a movable body part according to the preamble of claim 1.
  • ex-vivo use (eg optically) detectable features / markings which can be attached / inserted and recognized on the "outer surface" of a patient relative to a known coordinate system.
  • these methods suffer from accuracy and, in any event, reproducibility because of physiological changes in the patient (eg weight loss) or inevitable (worst unexpected) movements (eg due to breathing, shaking, etc.) during patient treatments or repositioning / Body parts occur between treatments.
  • a tumor within a small animal could be imaged by means of a CCD camera arranged externally of the mouse.
  • a fluorophore hematoporphyrin
  • Tumor affinity can selectively accumulate in tumors.
  • light from an extrinsic (ie arranged outside the mouse) light source in the red / infrared spectral wavelength range of the mouse or at least a part of the mouse comprising the tumor is illuminated.
  • an extrinsic (ie arranged outside the mouse) light source in the red / infrared spectral wavelength range of the mouse or at least a part of the mouse comprising the tumor is illuminated.
  • an extrinsic (ie arranged outside the mouse) light source in the red / infrared spectral wavelength range of the mouse or at least a part of the mouse comprising the tumor is illuminated.
  • the emitted light can penetrate soft tissue of the mouse to the position of the fluorophore and that the fluorophore was dosed accordingly, one from the excited fluorophore "auto fluorescence emission ⁇ -Lichtsignal as re-radiation or scattering from the CCD Camera to be recovered and measured.
  • a device for spatially (one, two or three dimensional) localization of a movable body part is proposed in which the body part (e.g., a tumor) is located within a moving volume on the surface as well as inside of a living being (e.g., a human).
  • the device according to the invention has the following components:
  • At least one optical recording device which is arranged outside of the being
  • an extrinsic radiation source which is arranged outside the entity and from which radiation propagates in the direction of the movement volume, whereby a spectral excitation of the fluorophore takes place by generating a wave emitted by the fluorophore and at least one can be determined by the optical recording device measurable wavelength,
  • the optical recording device has at least one optical axis which is orientable in the direction of the body part and its movement volume
  • the optical recording device has at least one perpendicular to the optical axis optical-electrical converter, which emits an output signal from which a distance between the fluorophore and a reference point can be determined bar.
  • the reference point can be chosen on request in an absolute spatial coordinate system.
  • a known "isocenter" of a sibling therapeutic irradiation facility may be taken, for example, the reference point may also form a single point of intersection on the optical axis within the volume of movement.
  • the device according to the invention is very well suited for different, one-, two-, three-dimensional localization degrees, depending on the u.a. how many optical-electrical converters are used. This aspect is described in more detail below.
  • the optical-electrical converter of the optical pickup device is a photodiode or a group of adjacent photodiodes or pixels, such as preferably in a camera,
  • the optical axis of the photodiode or the camera is movable, preferably by means of a pivoting or a rotation, such that the optical axes formed thereby form a positive angle with each other and form a single point of intersection in the volume of movement.
  • the output signal changes out of the optical pickup device.
  • the reference point for example a desired isocenter of an irradiation system.
  • two measurement signals are determined from a fluorescence reflecting back from the fluorophore, which are picked up by two mutually inclined directions. Since both directions are known in a known spatial coordinate system, spatial, two- or three-dimensional coordinates of the position of the fluorophore can be precisely determined from the two measurement signals (for example via a transit time measurement or via a recording of a two-dimensional, digitized intensity image of the backscattered fluorescence) ,
  • a collimating radiation direction of the extrinsic light source is centered between the directions of optical axes of the optical pickup.
  • Light radiations for the extrinsic light source can also be used, such as an annular illumination, which is above the area to be measured.
  • annular illumination which is above the area to be measured.
  • more than one light source or more than two optical axes may be used for the optical pickup device. This increases the accuracy or the speed, and possible light-absorbing points can be more strongly scanned, in particular in order to achieve a deep-seated tumor.
  • the device according to the invention can operate in real time and give 3D coordinates of a tumor in a flash, for example over 50 images per second. This level depends on the technology of the optical pickup used and on the amount of light of the retroreflective fluorescence (therefore depends on the dosage of the fluorophore and the efficiency of the extrinsic light source). Should the recorded measurement signals be too weak or too high signal-to-noise
  • Light source so that no unwanted light of the light source, however, only the only, emitted by the fluorophore and further filterable light is recorded on the optical pickup device. It is also avoided for reasons of interference that a component (light source, optical axis of the optical recording device) of the device according to the invention are located in or along a beam path or passages of an irradiation facility (with eg gamma or proton radiation). In contrast, the components are positioned furthest away from the therapeutic radiation.
  • irradiation facility with eg gamma or proton radiation
  • FIG. 1 shows a first device according to the invention in a radiotherapeutic irradiation facility
  • FIG 3 shows a third, with a plurality of photodiodes extended inventive
  • FIG 4 a fourth device according to the invention with a camera
  • FIG. 5 shows a fifth device according to the invention with two cameras.
  • a fluorescent radiation F1 can be determined which after switching on an extrinsic light source ELQ to excite a fluorophore FL arranged on the tumor a measurement signal of the excitation can be determined on at least one optical-electrical converter PDl of the device EV according to the invention.
  • the extrinsic light source ELQ of the device EV is switched on, for example, in the form of a wave with high-frequency pulses, upon the arrival of this wave on the fluorophore FL, a fluorescent excitation in the form of a backscattering wave F1 is generated from the fluorophore introduced at the tumor.
  • This wave Fl is finally determined by the optical pickup device PDl wavelength-selective.
  • the light source ELQ and the photodiode can also be parts of an interferometer for measurement
  • a phase shift method or white-light interferometry may be used, whereby a degree of coherence between the light from the light source ELQ and the light from the fluorophore should be ensured in order to secure interference-capable ones in a coordinate system X, Y, Z, which is, for example, a coordinate system fixed to the table T.
  • a positioning adjuster or knives POS knows the position of the table T relative to the beam RAY of the irradiation system BA, as well as the position of the device EV according to the invention
  • the location of the tumor is now au ch in a determined distance of any point (eg the Isotechniks) of the coordinate system X, Y, Z calculable by means of a computer R.
  • the computer R in connection with the irradiation system ge, with the positioning unit POS and possibly with the device according to the invention EV eg for triggering the measurements or for processing the measurement results.
  • the positioning unit controls and determines the movements or the positions of the device EV according to the invention, the table T and possibly the irradiation system BA.
  • an alarm signal can be triggered if a discrepancy between a determined target and the current actual isocenter is detected.
  • other signals can be triggered in order to quickly introduce the beam path RAY of the irradiation system BA to the determined target isocenter. The goal of course is to perform this procedure in a high-frequency manner, so that the actual isocenter always matches the moving tumor.
  • the device EV according to the invention may also have only the single photodiode PD1, but in this case it should be limited to e.g. a pivot bracket are mounted so that e.g. for a three-dimensional localization of the tumor via its coordinates XK, YK, ZK in the coordinate system X, Y, Z at least three measurements for three different layers of the photodiode would be feasible.
  • a first solution consists in moving at least the photodiode PD1 or the entire device EV according to the invention onto a web BAHN in a spatially known stepwise manner (at least 3 times) and to carry out a measurement for each step.
  • This web BAHN should always be arranged laterally to beam paths starting from the linear accelerator BA, even if these beam paths were set in motion.
  • the extrinsic light source ELQ can be positioned on this web BAHN and, if necessary, move along.
  • a second solution is to place the photodiode PD1 about the optical axis of the extrinsic light source ELQ in a spatial lend known stepwise (minimum 3 times) to turn.
  • a simple rotary device RED can be used so that the device EV according to the invention can be rotated.
  • the input optical axis of the single photodiode PD1 could be spatially changed, e.g. through the use of switching elements (mirrors, prisms, etc.) between the photodiode PD1 and the tumor TU1, TU2.
  • switching elements mirrors, prisms, etc.
  • These switchable elements should ideally form a known tilting of the optical axis of the photodiode PD1 about the isocenter.
  • the illustrated device EV according to the invention is expanded with two further photodiodes PD2, PD3, which are arranged in juxtaposition with the first photodiode PD1.
  • a triple distance measurement i. a three-dimensional performed without e.g. to move or pivot a photodiode or the inventive device EV.
  • a device with two photodiodes PD1, PD2 would also be possible, but at least once it still requires a movement (see RED in FIG. 1) or pivoting (see BAHN in FIG. 1) in order to determine a three-dimensional position of the tumor.
  • FIG. 3 describes a further exemplary embodiment which forms an extension according to FIG. More than three photodiodes PD1, PD2, etc. are arranged in the space next to the extrinsic light source ELQ.
  • the position of each photodiode is known in the coordinate system X, Y, Z according to FIG. 1, so that absolute distance measurements between each photodiode and the fluorophore are always made possible in the coordinate system X, Y, Z.
  • the fluorophore is imaged via an optical image ABB1 with a depth of field sufficiently selected because of the movement of the fluorophore.
  • an aperture of the optical image ABB1 should be opened in such a way that the depth of field is secured above the movement volume BV, but also not too small, so that light losses on the camera CAM1 are avoided.
  • This aspect is essential depending on how deep a tumor is in the body, because the reflected light from a deep fluorophore (eg in the lung) is more absorbed than the light from a superficial tumor (eg on the eyes or on the face).
  • two spatial coordinates (eg X, Y) can be determined by means of the coordinates If, mf of the fluorophore within the imaging plane m, 1.
  • the device EV according to the invention therefore makes possible a two-dimensional localization of the tumor in the coordinate system X, Y, Z.
  • the camera CAM1 can be moved / pivoted at fixed positions.
  • a wavelength-selective filter can be arranged in the optical image ABB1 in order to keep away light from the fluorophore or / and a camera is used whose pixel technology has highly sensitive recording properties in the spectral range of the light returning from the fluorophore.
  • FIG. 5 describes an expansion of the inventive device EV according to FIG. 4, in which a further camera CAM2 is arranged relative to the camera CAM1, so that the optical axes of the cameras CAM1, CAM2 in the direction of the body part with the fluorophore and whose movement volumes are oriented and at a positive angle, the movement volume eintref- (the optical axes form a single, common point of intersection whose distance is determined with the fluorophore / tumor).
  • the cameras triangulate CAM1, CAM2 within a plane which should be roughly placed in the vicinity of the movement volume 5.
  • both optical images ABB1, ABB2 for the two, triangulating camera CAM1, CAM2 provide two geometrically imaged two-dimensional layers mf, If and pf, qf of the fluorophore / tumor, from which
  • the three-dimensional coordinates of the fluorophore / tumor in the final coordinate system X, Y, Z can be calculated by means of a computer or a preprogrammed image memory. This ensures a simple and fast, three-dimensional localization of the tumor.
  • FIG. 15 shows FIGs. ABB, ABB2 are set such that a point-shaped image of the fluorophore / tumor is made on each camera whose lateral resolution is e.g. between 1/10 and 1/100 of the measuring range is sufficient.
  • a further embodiment of the device according to the invention is set such that a point-shaped image of the fluorophore / tumor is made on each camera whose lateral resolution is e.g. between 1/10 and 1/100 of the measuring range is sufficient.
  • 20 EV would also be possible by arranging further cameras for the two cameras CAM1, CM2 in such a way that their optical axis impinges on a single point of intersection. This allows you to perform the localization of the tumor more accurately or faster.
  • the optical pickup device PD1, PD2,... Or CAM1, CAM2,... Or / and the light source ELQ can also be arranged on a positioning device such as a previous circular arc-shaped holder, which holds the optical pickup.
  • the light source may have a beam-shaped beam exit whose energy distribution and density along a transverse surface of the beam output is adjusted to measure backscatter of the fluorophore with a sufficient signal-to-noise ratio at the optical pickup , This is particularly useful for poorly retroreflective tumors or when a tumor falls due to its trajectory in the body at different depths in the body, but for all different depths still has to be visible by fluorescence.
  • the beam-shaped beam exit can also have a longitudinal main axis, which can be pivoted by means of a high-frequency oscillation element for scanning the movement volume of the body part.
  • the concentrated energy of the extrinsic light source ELQ can be transmitted even more concentrated at distributed locations of the movement volume and form a grid in the movement volume (area) of the tumor by rapid scans. This also avoids a skin or soft partial burning effect on the patient, since the energy remains only very briefly in the same place of the exposed skin / soft tissue.
  • the light source can also emit periodic, pulsed light signals.
  • the optical recording device or the optical input of a photodiode / CCD camera have filters for the spectral isolation of a reflection or scattering of the fluorophore.
  • the irradiation system disturbs the quality of the electronics of the optical recording device.
  • One solution is that the input of the optical recording device via a waveguide (glass fiber or bundles of glass fibers) from the surface of the patient to the further ordered, optical transducers is performed.
  • a waveguide glass fiber or bundles of glass fibers
  • optical transducers In order for a re-radiation or scattering of the fluorophore is optimally transmitted, and by shielding the glass fibers will not penetrate the fluorescence foreign light components in the inventive recording device / interfere.
  • the electronically disturbable component of the optical recording device is removed from the radiation RAY (see FIG. 1) with the addition of an intermediate optical waveguide.
  • the photodiodes or the CCD cameras do not require a high resolution, but much more a good dynamic range through the widest possible, sensitive pixels (optical-electrical converter).
  • sensitive pixels optical-electrical converter
  • the optical recording device is connected to a computer unit having at least one image memory and a processor unit, by means of recorded data (eg amplitude values of spatially known pixels) of the optical recording device and by means of a detectable, to a known three-dimensional coordinate system X, Y, Z relative position of the optical pickup device three-dimensional coordinates XK, YK, ZK of the body part (tumor) in the coordinate system X, Y, Z can be determined in real time.
  • the computer unit can optionally on a
  • Control module for the predictable repositioning of the device according to the invention relative to the body part to be connected for example, to seek maximum amplitude values at certain pixels of the optical pickup device by sequential movement of the device, as the patient is on the table before treatment. Since the movement or position of the device relative to the coordinate system X, Y, Z can be determined, can by means of a metric calibration of the optical components of the optical recording device, the three-dimensional position of the illuminating fluorophore (ie the tumor) are permanently and accurately announced, so that the tumor is also permanently and accurately irradiated by repositioning the patient.
  • unhealthy cells in the head e.g. on the eyes or face, or in the lungs or chest of the human.
  • the device is very universally applicable to the whole body.
  • the energy of the light source must be variable depending on the amount of fluorescence backscattering from the fluorophore.
  • the use of the device constitutes a navigation method by itself or for further planning, visual or therapeutic treatment.
  • the determinable three-dimensional coordinates XK, YK, ZK of the body part serve to control an irradiation facility of the body part or to support a three-dimensional imaging system of the body or to support a therapeutic planning tool.
  • the fluorophore may easily: - have tumor affinity and be injected into a bloodstream, preferably in the form of hematoporphyrin, or - be applied in an encapsulated form at a site of the body part, e.g. in a biopsy or during an endoscopic procedure, or - is deposited on a sheet-like pastille, which is applied in the region of the surface of the body part.
  • the fluorophore transmits light waves in the spectral range 600-760 nm as the extrinsic light source ideally emits light 450-770 nm or at least pulsed laser light in the spectral range egg- emitted wavelength of 532 ran and thus excited the fluorophore.
  • the device according to the invention also has a very attractive use, in which it is a measuring head for controlling a mechanism for repositioning the being in an absolute coordinate system.
  • the device can deliver metric data with which e.g. the table is repositioned with the patient with respect to the beam path of an irradiation facility.
  • the location of the tumor i.e., the fluorophore
  • the location of the tumor will consistently and accurately match the isocenter of the irradiation facility.

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Abstract

Es wird eine Vorrichtung zur räumlichen (ein-, zwei oder dreidimensionalen) Lokalisation eines bewegbaren Körperteils vorgeschlagen, bei welcher der Körperteil (z.B. ein Tumor) sich innerhalb eines Bewegungsvolumens an der Oberfläche bis auch in Innerem eines lebenden Wesens (z.B. eines Menschen) befindet. Die erfindungsgemässe Vorrichtung weist folgende Komponenten auf: mindestens eine optische Aufnahmevorrichtung, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist, mindestens ein dosierbarer Fluorophor, welcher im Bereich des Körperteils einbringbar ist, eine extrinsische Strahlungsquelle, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist und aus welcher sich eine Strahlung in Richtung des Bewegungsvolumens ausbreitet, wodurch eine spektralen Erregung des Fluorophors stattfindet, indem eine vom Fluorophor emittierte Welle erzeugt ist und bei mindestens einer von der optischen Aufnahmevorrichtung messbaren Wellenlänge ermittelbar ist, die optische Aufnahmevorrichtung mindestens eine optische Achse aufweist, welche in Richtung des Körperteils und dessen Bewegungsvolumens orientierbar ist, die optische Aufnahmevorrichtung mindestens einen zu der optischen Achse senkrechten optisch-elektrischen Wandler aufweist, welcher ein Ausgangsignal abgibt, aus welchem ein Ab- stand zwischen dem Fluorophor und einem Referenzpunkt ermittelbar ist.

Description

Beschreibung
Vorrichtung zur räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils nach dem Oberbegriff des Anspruches 1.
Bei einer Bestrahlungstherapie eines Tumors mittels z.B. einer Gamma- oder eine Protonenbestrahlung oder bei einer Abbildung eines Tumors im Inneren des Körpers eines Wesens existieren zahlreiche Methoden oder Vorrichtungen, bei welchen es angestrebt wird, eine möglichst genaue und reproduzierbare dreidi- mensionale Lokalisation des Tumors oder allgemeiner eines bewegbaren Körperteils zu gewährleisten. Einige Methoden („in- vivo"-Abbildungsmethoden z.B. mittels einer Radiographie mit X- Strahlung) sind aber als schädliche („invasive") Methoden eingestuft und sollten dadurch nur in eingeschränkter Weise ver- wendet werden. Auch weniger schädliche „in-vivov-Methoden, wie z.B. eine Abbildungsmethode mittels magnetischer Resonanz, bleiben zusätzlich zu ihrer Komplexität, ihrem Aufwand und ihren Kosten mit und gleichzeitig zu einer Bestrahlungsbehandlung schwer kombinierbar. Andere Methoden („ex-vivo") nutzen (z.B. optisch) detektierbare Merkmale/Markierungen, welche an der „O- berfläche" eines Patienten relativ zu einem bekannten Koordinatensystem anbringbar/eintragbar und erkennbar sind. Jedoch leiden diese Methoden an Genauigkeit und sowieso an Reproduzierbarkeit, weil physiologische Änderungen des Patienten (z.B. Ge- wichtabnahme) oder unvermeidliche (am schlimmsten unerwartete) Bewegungen (z.B. durch den Atem, durch ein Zittern, etc.) während Behandlungen bzw. Neupositionierungen des Patienten/Körperteilen zwischen Behandlungen auftreten. Es existieren ferner Verfahren/Vorrichtungen zur Festhaltung des Patienten oder eines Körperteils an z.B. einem Liegetisch bei der Be- Strahlungstherapie oder Messeinrichtungen des Atems, jedoch verringern diese Lösungen einerseits den „Komfort" des Patienten bzw. ermöglichen keine 100%-genaue räumliche Festlegung/Lokalisation eines Tumors in einem bekannten Koordinaten- System.
Neulich konnte jedoch ein Tumor innerhalb eines kleinen Tiers (Maus) mittels einer der Maus extern angeordneten CCD-Kamera abgebildet werden. Dabei wurde in eine Blutbahn der Maus ein Fluorophor (Hematoporphyrin) injiziert, welcher aufgrund einer
Tumoraffinität sich selektiv in Tumoren akkumulieren kann. Dazu wird Licht aus einer extrinsischen (d.h. außerhalb der Maus angeordneten) Lichtquelle im rot/infrarot-spektralen Wellenlängenbereich die Maus oder zumindest einen den Tumor umfassenden Teil der Maus beleuchtet. Dadurch, dass das emittierte Licht Weichteile der Maus bis zur Stelle des Fluorophors eindringen kann und dass der Fluorophor dementsprechend dosiert wurde, konnte ein aus dem erregten Fluorophor „Auto-Fluoreszenz- Emission^-Lichtsignal als Rückstrahlung- bzw. -Streuung von der CCD-Kamera rückgewonnen und gemessen werden. Damit ist es möglich geworden, ein „in-vivov-Intensitätsbild des Tumors mit sehr geringen bzw. keinen Schadengefahren zu realisieren. Je nach den Merkmalen des Bildes des Tumors oder durch Verwendung von geeigneten Filtern können daher Aussagen über die Form oder den Typ der ungesunden Zellen gemacht werden. Eine derartige
Methode ist ausfürlicher beschrieben in der Literaturstelle: L. Celentano, P. Laccetti, R. Liuzzi, G. Mettivier, M. C. Montesi, M. Autiero, P. Riccio, G. Roberti, P. Russo, Member, IEEE, and M. Salvatore, „Preliminary Tests of a Prototype System for Op- tical and Radionuclide Imaging in Small Animals", IEEE
TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, VOL. 50, Nr. 5, OCTOBER 2003, Seiten 1693-1701. Diese attraktive, da nicht hoch schädliche „in vivo"-Sichtmethode eignet sich sehr gut für kleine Tiere, jedoch dabei werden auch keine Hinweise über eine genaue, räum- liehe (z.B. metrische) Lokalisation eines bewegenden Tumors ge- geben, da das aktuelle Verfahren ein reines zweidimensionales „Planar-Imaging" von auto-fluoreszierenden Tumoren erlaubt.
Der Erfindung liegt eine Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung zur genauen räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils (Tumor, Karzinom, etc) eines lebenden Wesens (d.h. auch eines menschlichen Patienten) anzugeben.
Ferner sollte die Vorrichtung derart konzipiert werden, dass eine potentielle Gefahr mit belastenden (= invasiven) Strahlungen des Patienten vermieden wird. Ebenfalls sollte die Vorrichtung gleichzeitig während einer Bestrahlungstherapie eines Patienten z.B. zur Zerstörung eines Tumors oder eines Karzinoms möglichst in Echtzeit und dreidimensional ,,in-vivo" lokalisie- ren können.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale des Anspruches 1 gelöst.
Es wird eine Vorrichtung zur räumlichen (ein-, zwei oder dreidimensionalen) Lokalisation eines bewegbaren Körperteils vorgeschlagen, bei welcher der Körperteil (z.B. ein Tumor) sich innerhalb eines Bewegungsvolumens an der Oberfläche bis auch in Innerem eines lebenden Wesens (z.B. eines Menschen) befindet. Die erfindungsgemässe Vorrichtung weist folgende Komponenten auf:
- mindestens eine optische Aufnahmevorrichtung, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist,
- mindestens ein dosierbarer Fluorophor, welcher im Bereich des Körperteils einbringbar ist,
- eine extrinsische Strahlungsquelle, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist und aus welcher sich eine Strahlung in Richtung des Bewegungsvolumens ausbreitet, wodurch eine spektralen Erregung des Fluorophors stattfindet, indem eine vom FIu- orophor emittierte Welle erzeugt ist und bei mindestens einer von der optischen Aufnahmevorrichtung messbaren Wellenlänge ermittelbar ist,
- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens eine optische Achse aufweist, welche in Richtung des Körperteils und dessen Bewegungsvolumens orientierbar ist,
- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens einen zu der optischen Achse senkrechten optisch-elektrischen Wandler aufweist, welcher ein Ausgangsignal abgibt, aus welchem ein Abstand zwischen dem Fluorophor und einem Referenzpunkt ermittel- bar ist. Der Referenzpunkt kann auf Wunsch in einem absoluten räumlichen Koordinatensystem gewählt werden. Als bevorzugter Referenzpunkt kann ein bekanntes „Isozentrum" einer nebengeordneten, therapeutischen Bestrahlungsanlage genommen werden. Der Referenzpunkt kann auch z.B. einen einzelnen Schnittpunkt auf der optischen Achse innerhalb von dem Bewegungsvolum bilden.
Die erfindungsgemässe Vorrichtung eignet sich sehr gut für unterschiedliche, ein-, zwei-, dreidimensionale Lokalisationsgra- den, je nach dem u.a. wie viele optisch-elektrische Wandler eingesetzt werden. Dieser Aspekt wir ausführlicher im Folgenden beschrieben.
Im Allgemeinen lässt sich die Erfindung mit mehreren, interessanten Ausführungen realisieren, bei welchen: - der optisch-elektrische Wandler der optischen Aufnahmevorrichtung eine Fotodiode oder eine Gruppe von nebengeordneten Fotodioden oder Pixeln, wie vorzugsweise in einer Kamera, ist,
- die optische Achse der Fotodiode oder der Kamera bewegbar ist, vorzugsweise mittels einer Schwenkung oder einer Drehung, derart dass die dadurch gebildeten, optischen Achsen einen positiven Winkel miteinander bilden und einen einzelnen Schnittpunkt im Bewegungsvolumen bilden.
Oder: - die optische Aufnahmevorrichtung mehrere Fotodioden oder mehrere Kameras mit integrierten, (z.B. ebenförmig auf einem „Chip") nebengeordneten optisch-elektrischen Wandlern aufweist, deren optische Achsen einen positiven Winkel miteinander bilden und einen einzelnen Schnittpunkt (= ein Ist-Isozentrum) im Bewegungsvolumen bilden.
Dadurch, dass das Ist-Isozentrum sich mit der Bewegung des Körperteils bewegbar ist, ändert sich das Ausgangsignal (oder die Ausgangsignale) aus der optischen Aufnahmevorrichtung. Die dadurch gebildeten und ermittelten Abweichungen des Ausgangsig- nals ermöglichen daher mit hoher Genauigkeit eine räumlich dynamische Verfolgung des Körperteils (= des Fluorophors) , welche relativ zum Referenzpunkt (z.B. einem Soll-Isozentrum einer Bestrahlungsanlage) erfolgt. Anschließend wird angestrebt, neu entstandene Abweichungen relativ zu einem bisher lokalisierten Ist-Isozentrum dauerhaft zu ermitteln (und sie ggf. durch ein getriggertes Positionierungsmittel zu kompensieren und das Ist- Isozentrum aus dem detektieten Fluorophor als nächstem Soll- Isozentrum dauerhaft bekannt zu halten) , so dass der Körperteil mit der optischen Aufnahmevorrichtung immer detektierbar bleibt.
Dabei können u.a. und beispielsweise zwei Messsignale aus einer vom Fluorophor rückstrahlenden Fluoreszenz ermittelt werden, welche über zwei, miteinander schräg geordneten Richtungen auf- genommen werden. Dadurch dass beide Richtungen in einem bekannten räumlichen Koordinatensystem bekannt sind, können aus beiden Messsignalen (welche z.B. über eine Laufzeitmessung oder über eine Aufnahme eines zweidimensionalen, digitalisierten Intensitätsbildes der rückgestreuerten Fluoreszenz) räumliche, zwei- bzw. dreidimensionale Koordinaten der Lage des Fluorophors genau ermittelt werden.
Am geeigneten liegt eine kollimierende Strahlungsrichtung der extrinsischen Lichtquelle mittig zwischen den Richtungen von optischen Achsen der optischen Aufnahmevorrichtung. Weitere
Lichtstrahlungen für die extrinsische Lichtquelle können auch verwendet werden, wie z.B. eine ringförmige Beleuchtung, welche über dem zu messenden Bereich liegt. Es können selbstverständlich mehr als eine Lichtquelle oder mehr als zwei optische Achsen für die optische Aufnahmevorrichtung verwendet werden. Da- mit wird die Genauigkeit oder die Geschwindigkeit erhöht, und es können mögliche lichtabsorbierende Stellen stärker abgelichtet werden, insbesondere um einen im Körper tief gelegten Tumor zu erreichen . Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann in Echtzeit funktionieren und 3D-Koordinaten eines Tumors blitzartig geben, z.B. über 50 Aufnahme pro Sekunde. Diese Maß ist abhängig von der verwendeten Technologie der optischen Aufnahmevorrichtung und von der Lichtmenge der rückstrahlenden Fluoreszenz (hängt daher von der Dosierung des Fluorophors sowie dem Wirkungsgrad der extrinsischen Lichtquelle) . Sollten die aufgenom- men Messsignale zu schwach sein bzw. zu hohe Signal-Rausch-
Abstände aufweisen, können mehrere, zeitlich getrennte Messsignale an jeder optischen Achse durchgeführt werden, welche einfach intensitätsmässig statitisch bzw. gemittelt addiert werden. Damit mittein sich auch vom Vorteil die Rausch-Werten der aufgenommen Bildern, allerdings auf Kosten der Aufnahmegeschwindigkeit. Andere an die optische Aufnahmevorrichtung rückgestrahlte, fluoreszierende Signalwellenlängen als diejenigen des Fluorophors werden ebenfalls optisch gefiltert. Idealerweise weist die Rückstrahlung des Fluorophors zumindest eine WeI- lenlänge außerhalb des spektralen Bereiches der extrinsichen
Lichtquelle auf, damit kein unerwünschtes Licht der Lichtquelle jedoch nur das einzige, vom Fluorophor emittierte und ferner filterbare Licht auf der optischen Aufnahmevorrichtung aufgenommen wird. Es wird ebenfalls aus Interferenzgründen vermie- den, dass ein Komponent (Lichtquelle, optische Achse der optischen Aufnahmevorrichtung) der erfindungsgemäßen Vorrichtung im oder entlang von einem/den Strahlgang oder -gangen einer Bestrahlungsanlage (mit z.B. Gamma- oder Protonenstrahlung) stehen. Im Gegensatz werden die Komponenten am weitesten der the- rapeutischen Strahlung positioniert. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen dargelegt.
Anschließend wird die Erfindung in einem Ausführungsbeispiel anhand der Zeichnung erläutert.
Dabei zeigt:
FIG 1 eine erste erfindungsgemäße Vorrichtung in einer radiotherapeutischen Bestrahlungsanlage,
FIG 2 eine zweite erfindungsgemäße Vorrichtung mit drei
Photodioden, FIG 3 eine dritte, mit mehreren Photodioden erweiterte erfindungsgemäße, FIG 4 eine vierte erfindungsgemäße Vorrichtung mit einer Kamera,
FIG 5 eine fünfte erfindungsgemäße Vorrichtung mit zwei Kameras.
Figur 1 stellt eine Bestrahlungsanlage BA wie ein Linearbeschleuniger dar, deren mindestens ein Strahlausgang RAY bzw. - achse einen zu vernichtenden Tumor TUl, TU2 (z.B. im Brust- o- der Lungenbereich, jedoch könnten die Extremum-Positionen TUl, TU2 des Tumors an einer anderen Lage des Körpers sein) eines auf einem Tisch T liegenden Menschen (nicht dargestellt) zielt. Durch Atem oder unerwartete Bewegungen des Menschen bewegt sich unvermeidlich der Tumor relativ zum vorgeplanten Strahlungsort (= Isozentrum) im Körper, d.h. es wird bildet ein Bewegungsvolumen gebildet, welches durch die Extremum-Positionen TUl, TU2 des Tumors begrenzt ist. Vor der Bestrahlungstherapie ist es üblich, z.B. eine Computertomographie im Brust- oder Lungenbereich durchzuführen, so dass anschließend eine Neupositionierung der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV gegenüber einem großzügig geschätzten Bewegungsvolumen des Tumors erleichtert wird. Dies hilft einem Operator, die erfindungsgemässe Vorrichtung gegenüber dem Patienten zu positionieren, jedoch muss vom Vorteil diese Positionierung nicht hoch genau durchgeführt werden, zumindest reicht es, wenn eine fluoreszierende Strahlung Fl ermittelt werden kann, welche nach einem Einschalten einer extrinsischen Lichtquelle ELQ zur Erregung eines am Tumor angeordneten Fluorophors FL erfolgt und dass ein Messsignal der Erregung an wenigstens einem optisch-elektrischen Wandlern PDl der erfindungsgemässen Vorrichtung EV ermittelt werden.
Als die extrinsische Lichtquelle ELQ der Vorrichtung EV z.B. in Form einer Welle mit hochfrequenten Pulsen eingechaltet ist, wird beim Eintreffen dieser Welle auf das Fluorophor FL eine fluoreszierende, aus dem an dem Tumor eingebrachten Fluorophors Erregung in Form einer rückstreuenden Welle Fl erzeugt. Diese Welle Fl wird schließlich von der optischen Aufnahmevorrichtung PDl wellenlängenselektiv ermittelt. In anderen Worten ist eine monodimensionale Abstandmessung zwischen der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV und des mit dem Tumor bewegenden Fluorophors FL möglich, nach dem Prinzip eines lichtförmigen „Echos" (= Lauf- Zeitmessung) . Die Lichtquelle ELQ und die Photodiode können auch Teile eines Interferometers zur Messung von Entfernungen sein. Es wird dafür z.B. ein Phasenschiebeverfahren oder Weißlichtinterferometrie eingesetzt, wobei ein Kohärenzsgrad zwischen dem Licht aus der Lichtquelle ELQ und dem Licht aus dem Fluorophor gewährleistet sein sollte, um interferenzfähige zu sichern. Damit kann eine monodimensionale Lokalisation des bewegenden Tumors TUl, TU2 in einem Koordinatensystem X, Y, Z erfolgen, welches z.B. ein zum Tisch T festes Koordinatensystem ist. Eine Positionierungseinsteller bzw. -messer POS kennt die Lage des Tisches T gegenüber dem Strahl RAY der Bestrahlungsanlage BA, sowie die Lage der erfindungsgemäßen Vorrichtung EV. D.h. der Lage des Tumors ist nun auch in einer ermittelten Entfernung eines beliebigen Punkts (z.B. des Isozentrums) des Koordinatensystems X, Y, Z mittels eines Rechners R errechenbar. Dafür ist der Rechner R in Verbindung mit der Bestrahlungsanla- ge, mit der Positionierungseinheit POS und ggf. mit der erfin- dungsgemässen Vorrichtung EV z.B. zur Triggerung der Messungen oder zur Verarbeitung der Messergebnissen. Die Positionierungseinheit steuert und ermittelt die Bewegungen bzw. die Lagen der erfindungsgemässen Vorrichtung EV, des Tisches T und ggf. der Bestrahlungsanlage BA. Aus dem Rechner R kann ein Alarmsignal ausgelöst werden, falls eine Unstimmigkeit zwischen einem ermittelten Soll- und dem aktuellen Ist-Isozentrums festgestellt ist. Andererseits können andere Signale ausgelöst werden, um den Strahlgang RAY der Bestrahlungsanlage BA an das ermittelte Soll-Isozentrum rasch einzubringen. Ziel ist selbstverständlich dieses Vorgehen in hochfrequenter Weise durchzuführen, so dass das Ist-Isozentrum den bewegenden Tumor immer übereinstimmt.
Zur weiteren (zwei- oder) dreidimensionalen Lokalisation eines bewegbaren Tumors TUl, ZU2 in einem Bewegungsvolumen BV kann auch die erfindungsgemässe Vorrichtung EV nur die einzelne Photodiode PDl aufweisen, jedoch in diesem Fall sollte sie auf z.B. eine Schwenkhalterung montiert werden, so dass z.B. für eine dreidimensionale Lokalisation des Tumors über seine Koordinaten XK, YK, ZK in dem Koordinatensystem X, Y, Z wenigstens drei Messungen für drei unterschiedliche Lagen der Photodiode durchführbar wären.
Eine erste Lösung besteht darin, zumindest die Photodiode PDl bzw. die ganze erfindungsgemässe Vorrichtung EV auf eine Bahn BAHN in einer räumlich bekannten Schrittweise (minimal 3-mal) zu bewegen und für jeden Schritt eine Messung durchzuführen. Diese Bahn BAHN sollte immer zu vom Linearbeschleuniger BA aus- gehenden Strahlgängen seitlich angeordnet sein, auch wenn diese Strahlgänge in Bewegung gesetzt werden würden. Auf dieser Bahn BAHN kann die extrinsische Lichtquelle ELQ positioniert werden und ggf. sich mitbewegen.
Eine zweite Lösung besteht darin, die Photodiode PDl um die optische Achse der extrinsischen Lichtquelle ELQ in einer räum- lieh bekannten Schrittweise (minimal 3-mal) zu drehen. Dafür kann eine einfache Dreheinrichtung ROT verwendet werden, damit die erfindungsgemässe Vorrichtung EV drehbar ist.
Alternativ könnte die optische Eingangsachse der einzelnen Photodiode PDl (bzw. die optischen Laufwegen zwischen Tumor und Photodiode) räumlich geändert werden, z.B. durch den Einsatz von Schaltelementen (Spiegeln, Prismen, etc.) zwischen der Photodiode PDl und dem Tumor TUl, TU2. Diese schaltbaren Elemente sollten idealerweise eine bekannte Schwenkung der optischen Achse der Photodiode PDl um dem Isozentrum bilden.
In Figur 2 ist die dargestellte, erfindungsgemässe Vorrichtung EV mit zwei weiteren Photodioden PD2, PD3 erweitert, welche mit der ersten Photodiode PDl und untereinander nebengeordnet sind. Damit kann ein dreifache Abstandmessung d.h. eine dreidimensionale durchgeführt werden, ohne z.B. eine Photodiode bzw. die erfindungsgemässe Vorrichtung EV zu bewegen oder schwenken. Eine Vorrichtung mit zwei Photodioden PDl, PD2 wäre auch möglich, jedoch benötigt sie zumindest einmal noch eine Bewegung (siehe ROT in Figur 1) oder Schwenkung (siehe BAHN in Figur 1) werden, um eine dreidimensionale Lage des Tumors zu ermitteln.
In Figur 3 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel beschrieben, welches eine Erweiterung gemäss Figur 2 bildet. Es werden mehr als drei Photodioden PDl, PD2, etc. im Raum neben der extrinsi- chen Lichtquelle ELQ angeordnet. Die Lage jeder Photodiode ist im Koordinatensystem X, Y, Z gemäss Figur 1 bekannt, so dass im Koordinatensystem X, Y, Z absolute Entfernungsmessungen zwi- sehen jeder Photodiode und dem Fluorophor immer ermöglicht werden. Einige der Photodioden können an unterschiedlichen Entfernungen von der Lichtquelle ELQ oder/und vom Patienten (d.h. vom Fluorophor) angeordnet werden, so dass z.B. schwache sowie hohe Amplituden der Messsignale an den Photodioden (je nach der Men- ge des Rücklichtes aus dem Fluorophors) mit einer flexiblen Messdynamik ermittelt werden. Figur 4 stellt nun ein weiteres Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 dar, wobei anstelle der Photodiode PDl, eine Kamera CAMl wie eine CCD-Kamera mit in einer Abbildungsebene m, 1 nebengeordneten Pixeln (= optisch-elektrischen Wandlern) in der erfindungs- gemässen Vorrichtung EV angeordnet ist. In der Abbildungsebene m, 1 der Kamera CAMl wird über eine optische Abbildung ABBl mit einer wegen der Bewegung des Fluorophors ausreichend gewählten Schärfentiefe das Fluorophor abgebildet. Dabei sollte eine A- pertur der optischen Abbildung ABBl so geöffnet werden, dass die Schärfentiefe über dem Bewegungsvolumen BV gesichert wird, jedoch auch nicht zu klein gewählt werden, so dass Lichtverlüste an der Kamera CAMl vermieden werden. Dieser Aspekt ist wesentlich je nach dem wie tief ein Tumor im Körper sich befindet, da das rückgestrahlte Licht aus einem tiefem Fluorophor (z.B. in der Lunge) mehr absorbiert wird als das Licht aus einem oberflächigen Tumor (z.B. an Augen oder am Gesicht). Nun durch diese geometrische, optische Abbildung, welche im Koordinatensystem X, Y, Z metrisch kalibriert werden kann, können zwei räumliche Koordinaten (z.B. X, Y) mittels der Koordinaten If, mf des Fluorophors innerhalb der Abbildungsebene m, 1 ermittelt werden. Die erfindungsgemässe Vorrichtung EV ermöglicht daher eine zweidimensionale Lokalisation des Tumors im Koordinatensystem X, Y, Z. Zur dreidimensionalen Lokalisation des Fluorophors kann gemäss Figur 1 die Kamera CAMl an festen Posi- tionen bewegt/geschwenkt werden. Es kann ferner ein wellenlängenselektives Filter in der optischen Abbildung ABBl angeordnet werden, um zum Fluorophor fremdes Licht fern zu halten oder/und es wird eine Kamera verwendet, deren Pixel-Technologie hochempfindliche Aufnahmeeigenschaften im spektralen Bereich des vom Fluorophor zurückkommenden Lichtes hat.
In Figur 5 wird eine Erweiterung der erfindungsgemässen Vorich- tung EV gemäss Figur 4 beschrieben, bei welcher eine zu der Kamera CAMl weitere Kamera CAM2 angeordnet wird, so dass die op- tische Achsen der Kameras CAMl, CAM2 in Richtung des Köperteils mit dem Fluorophor und dessen Bewegungsvolumen orientiert sind und unter einem positiven Winkel das Bewegungsvolumen eintref- fen (die optischen Achsen bilden einen einzelnen, gemeinsamen Schnittpunkt, dessen Abstand mit dem Fluorophor/Tumor ermittelt wird) . In anderen Worten triangulieren die Kameras CAMl, CAM2 innerhalb einer Ebene, welche in Nähe des Bewegungsvolumens 5 grob platziert sein sollte. Gemäss dem Ausführungsbeispiel aus Figur 4 ist es nun möglich zu herleiten, dass beide optische Abbildungen ABBl, ABB2 für die beiden, triangulierenden Kamera CAMl, CAM2 liefern zwei geometrisch abgebildete zweidimensionale Lagen mf, If und pf, qf des Fluorophors/Tumors, aus welchen
10 die dreidimensionalen Koordinaten des Fluorophors/Tumors in dem endgültigen Koordinatensystem X, Y, Z (siehe Figur 1) mittels eines Rechners oder eines vorprogrammierten Bildspeichers errechenbar sind. Damit ist eine einfache und schnelle, dreidimensionale Lokalisation des Tumors gewährleistet. Die beiden opti-
15 sehen Abbildungen ABBl, ABB2 werden derart eingestellt, dass eine punktförmige Abbildung des Fluorophors/Tumors auf jeder Kamera erfolgt, deren laterale Auflösung z.B. zwischen 1/10 und 1/100 des Messbereiches ausreichend ist. Eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemässen Vorrichtung
20 EV wäre auch möglich, indem zu den beiden Kameras CAMl, CM2 weitere Kameras derart angeordnet werden, dass ihre optische Achse sich auf einen einzelnen Schnittpunkt auftreffen. Damit kann man die Lokalisation des Tumors genauer bzw. schneller durchführen.
Zb
Allgemeiner können auch die optische Aufnahmevorrichtung PDl, PD2, ... bzw. CAMl, CAM2, ... oder/und die Lichtquelle ELQ auf einer Positionierungseinrichtung wie einer bisherigen kreisbogenförmigen Halterung angeordnet sein, welche die optische Aufnah-
30 mevorrichtung oder/und die Lichtquelle seitlich des Wesens positioniert, derart dass Lichtwege zwischen einerseits optischen Eingängen der optischen Aufnahmevorrichtung bzw. optischen Ausgängen der Lichtquelle und andererseits des Körperteils bzw. dessen Bewegungsvolumen minimiert werden. Dadurch wird es ge-
35 währleistet, dass eine eingeschränkte Amplitude der Messsignale aus dem Fluorophor ermittelt wird. Daher werden, insbesondere bei konstanter Energiemenge der extrinsichen Lichtquelle ELQ niedrigere Dosiermenge des Fluorophors benötigt oder es werden tiefere (kaum strahlende) Tumoren im Körper visualisierbar sein.
Komplementär -oder Alternativerweise kann die Lichtquelle einen bündeiförmigen Strahlausgang aufweisen, dessen Energieverteilung und -dichte entlang eines transversalen Fläche des Strahlausgangs derart eingestellt wird, dass eine Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors mit einem ausreichenden Signal- Rausch-Abstand an der optischen Aufnahmevorrichtung gemessen wird. Dies ist besonders geeignet bei schwach rückstrahlenden Tumoren oder wenn ein Tumor wegen seiner Bewegungsbahn im Körper an unterschiedlichen Tiefen im Körper sinkt, jedoch muss für alle unterschiedliche Tiefe noch durch Fluoreszenz sichtbar sein.
Dabei kann auch der bündeiförmige Strahlausgang eine longitudi- nale Hauptachse aufweisen, welche mittels eines hochfrequenten Schwingungselements zur Abtastung des Bewegungsvolumens des Körperteils schwenkbar ist. Damit kann die gebündelte Energie der extrinsischen Lichtquelle ELQ noch konzentrierter an verteilten Orten des Bewegungsvolumen übertragen werden und einen Raster im Bewegungsvolumen (-fläche) des Tumors durch schnelle Abtastungen bilden. Dies vermeidet auch ein Haut- bzw. Weich- teilverbrennungseffekt am Patienten, da die Energie nur sehr kurzartig an einer gleichen Stelle der belichteten Haut/Weichteilen bleibt. In diesen Sinnen kann auch die Lichtquelle periodische, pulsförmige Lichtsignale emittieren.
Wie bereits erwähnt weisen die optische Aufnahmevorrichtung bzw. der optische Eingang einer Photodiode/CCD-Kamera Filter zur spektralen Isolierung einer Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors auf.
Es kann auch sein, dass die Bestrahlungsanlage die Elektronik der optischen Aufnahmevorrichtung qualitativ stört. Eine Lösung besteht darin, dass der Eingang der optischen Aufnahmevorrich- tung über einen Wellenleiter (Glasfaser oder Bündel von Glasfasern) von der Oberfläche des Patienten bis zu den weiter geordneten, optischen Wandlern geführt wird. Damit wird eine Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors optimal übertragen, sowie durch Abschirmung der Glasfasern werden zur Fluoreszenz fremde Lichtkomponenten in die erfindungsgemässe Aufnahmevorrichtung nicht eindringen/stören. In anderen Worten entfernt man die elektronisch störbare Komponente der optischen Aufnahmevorrichtung von der Strahlung RAY (siehe Figur 1) bei Hinzu- fügung eines zwischengeordneten, optischen Wellenleiters.
Es ist auch vom Vorteil zu berücksichtigen, dass die Photodioden bzw. die CCD-Kameras keine hohe Auflösung, jedoch viel mehr eine gute Messdynamik durch möglichst breite, empfindliche Pi- xel (optisch-elektrische Wandler) benötigen. Durch grosse Pixeln wird eine höhere Menge des Lichtes aufgenommen, was für im Körper tief gelegte Tumoren sehr vorteilhaft ist, weil viel Licht vom Fluorophor im Körper absobiert/gedämpft wird und daher die optische Aufnahmevorrichtung kaum erreichen wird.
Bei der Erfindung ist auch vorausgesetzt, dass die optische Aufnahmevorrichtung mit einer Rechnereinheit mit wenigstens einem Bildspeicher und einer Prozessoreinheit verbunden ist, bei welcher mittels aufgenommener Daten (z.B. Amplitudenwerten an räumlich bekannten Pixeln) der optischen Aufnahmevorrichtung und mittels einer erfassbaren, zu einem bekannten dreidimensionalen Koordinatensystem X, Y, Z relativen Lage der optischen Aufnahmevorrichtung dreidimensionale Koordinaten XK, YK, ZK des Körperteils (Tumors) in dem Koordinatensystem X, Y, Z in Echt- zeit ermittelbar sind. Die Rechnereinheit kann ggf. an einem
Steuermodul zur berechenbaren Neupositionierung der erfindungsgemäßen Vorrichtung gegenüber dem Körperteil verbunden sein, z.B. um maximale Amplitudenwerte an bestimmten Pixeln der optischen Aufnahmevorrichtung durch sequentielle Bewegung der Vor- richtung zu suchen, als der Patient auf dem Tisch vor der Behandlung liegt. Da die Bewegung oder Position der Vorrichtung relativ zu dem Koordinatensystem X, Y, Z ermittelbar ist, kann mittels einer metrischen Kalibrierung der optischen Komponenten der optischen Aufnahmevorrichtung die dreidimensionale Lage des beleuchtenden Fluorophors (d.h. des Tumors) permanent und genau bekannt gegeben werden, so dass durch Neupositionierung des Pa- tienten der Tumor auch permanent und genau bestrahlt wird.
Bei der Erfindung können sich ungesunde Zellen im Kopf, z.B. an Augen oder am Gesicht, oder im Lungen- oder Brustbereich des Menschen befinden. In anderen Worten ist die Vorrichtung sehr universell für den ganzen Körper einsetzbar. Nur muss je nach der Menge der aus dem Fluorophor rückstreuenden Fluoreszenz die Energie der Lichtquelle variierbar sein.
Die Verwendung der Vorrichtung bildet eine Navigationsmethode für sich oder für eine weitere Planungs-, Sicht- oder Therapeutischen Behandlung. Insbesondere dienen die ermittelbaren dreidimensionalen Koordinaten XK, YK, ZK des Körperteils einer Steuerung einer Bestrahlungsanlage des Körperteils oder einer Unterstützung einer dreidimensionalen Abbildungsanlage des Kör- pers oder einer Unterstützung eines therapeutischen Planungstools.
Zur Verwendung der Vorrichtung kann außerdem in einfacher Weise der Fluorophor: - eine Tumoraffinität aufweist und in eine Blutbahn injiziert wird, vorzugsweise in Form von Hematoporphyrin, oder - in einer eingekapselten Form an einer Stelle des Körperteils angebracht wird, z.B. bei einer Biopsie oder während eines endoskopischen Verfahren, oder - auf eine flächenförmige Pastille deponiert wird, welche im Bereich der Oberfläche des Körperteils angebracht wird.
Es wurde auch gezeigt, dass eine Verwendung der Vorrichtung gute Ergebnisse zeigt, bei welcher im Erregungsniveau der Fluo- rophor Lichtwellen im spektralen Bereich 600-760 ran sendet, als die extrinsiche Lichtquelle Licht idealerweise im spektralen Bereich 450-770 nm oder zumindest Pulsiertes Laserlicht bei ei- ner Wellenlänge von 532 ran emittiert und damit den Fluorophor erregt .
Die erfindungsgemässe Vorrichtung hat auch eine sehr attraktive Verwendung, bei welcher sie ein Messkopf für eine Steuerung eines Mechanismus zur Neupositionierung des Wesens in einem absoluten Koordinatensystem ist. In Echtzeit kann die Vorrichtung metrische Daten abgeben, mit welchen z.B. der Tisch mit dem Patient gegenüber dem Strahlgang einer Bestrahlungsanlage neu po- sitioniert wird. Damit wird die Lage des Tumors (d.h. des Fluo- rophors) mit dem Isozentrum der Bestrahlungsanlage dauerhaft und genau übereinstimmen.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zur räumlichen Lokalisation eines bewegbaren Körperteils (TUl, TU2), welcher sich innerhalb eines Bewegungs- 5 volumens (BV) an der Oberfläche bis auch in Innerem eines lebenden Wesens befindet, g e k e n n z e i c h n e t d u r c h:
- mindestens eine optische Aufnahmevorrichtung, welche außerhalb des Wesens angeordnet ist,
10 - mindestens ein dosierbarer Fluorophor (FL) , welcher im Bereich des Körperteils einbringbar ist,
- eine extrinsische Strahlungsquelle (ELQ) , welche außerhalb des Wesens angeordnet ist und aus welcher sich eine Strahlung in Richtung des Bewegungsvolumens ausbreitet, wodurch eine
15 spektralen Erregung des Fluorophors stattfindet, indem eine vom Fluorophor emittierte Welle (Fl) erzeugt ist und bei mindestens einer von der optischen Aufnahmevorrichtung messbaren Wellenlänge ermittelbar ist,
- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens eine optische 20 Achse aufweist, welche in Richtung des Körperteils und dessen
Bewegungsvolumen (BV) orientierbar ist,
- die optische Aufnahmevorrichtung mindestens einen zu der optischen Achse senkrechten optisch-elektrischen Wandler (PDl) aufweist, welcher ein Ausgangsignal abgibt, aus welchem ein Ab-
Z5 stand zwischen dem Fluorophor (FL) und einem Referenzpunkt ermittelbar ist.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
30 der optisch-elektrische Wandler der optischen Aufnahmevorrichtung eine Fotodiode oder eine Gruppe von nebengeordneten Fotodioden oder Pixeln, wie vorzugsweise in einer Kamera, ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2,
35 d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die optische Achse der Fotodiode oder der Kamera bewegbar ist, vorzugsweise mittels einer Schwenkung oder einer Drehung, derart dass die dadurch gebildeten, optischen Achsen einen positiven Winkel miteinander bilden und einen einzelnen Schnittpunkt im Bewegungsvolumen bilden.
5 4. Vorrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die optische Aufnahmevorrichtung mehrere Fotodioden oder mehrere Kameras mit nebengeordneten optisch-elektrischen Wandlern aufweist, deren optische Achse einen positiven Winkel miteinan- 10 der bilden und einen einzelnen Schnittpunkt im Bewegungsvolumen bilden.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 2 oder 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
15 die optische Aufnahmevorrichtung oder/und die Lichtquelle auf einer Positionierungseinrichtung angeordnet sind, welche die optische Aufnahmevorrichtung oder/und die Lichtquelle seitlich des Wesens positioniert, derart dass Lichtwege zwischen einerseits optischen Eingängen der optischen Aufnahmevorrichtung
20 bzw. optischen Ausgängen der Lichtquelle und andererseits des Körperteils bzw. dessen Bewegungsvolumen minimiert werden.
6. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
Z5 die Lichtquelle einen bündeiförmigen Strahlausgang aufweist, dessen Energieverteilung und -dichte entlang eines transversalen Fläche des Strahlausgangs derart eingestellt wird, dass eine Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors mit einem ausreichenden Signal-Rausch-Abstand an der optischen Aufnahmevor-
30 richtung gemessen wird.
7. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass mindestens ein optischer Wellenleiter zwischen einem Ausgang
35 der Lichtquelle (ELQ) und dem Bewegungsvolumen (BV) angeordnet ist.
8. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass mindestens ein optischer Wellenleiter zwischen einem Eingang der optischen Aufnahmevorrichtung und dem Bewegungsvolumen (BV) angeordnet ist.
9. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass ein schwingendes Schaltelement in einem Lichtweg zwischen der extrinsichen Lichtquelle und der optischen Aufnahmevorrichtung angeordnet ist.
10. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die optische Aufnahmevorrichtung Filter zur spektralen Isolierung einer Rückstrahlung bzw. -Streuung des Fluorophors aufweist .
11. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die optische Aufnahmevorrichtung mit einer Rechnereinheit verbunden ist, bei welcher mittels aufgenommener Daten, vorzugsweise zu maximierenden aus dem Fluorophor rückgewonnenen Amplitudenwerten, der optischen Aufnahmevorrichtung und mittels einer erfassbaren, zu einem bekannten dreidimensionalen Koordinatensystem (X, Y, Z) relativen Lage der optischen Aufnahmevorrichtung dreidimensionale Koordinaten (XK, YK, ZK) des Körperteils in dem Koordinatensystem (X, Y, Z) in Echtzeit ermittelbar sind.
12. Vorrichtung gemäß einem der voranstehenden Ansprüche, bei welcher der den Fluorophor umfassende Körperteil durch ungesunde Zellen gebildet ist, beispielsweise wegen eines Tumors oder eines Karzinoms, deren dreidimensionalen Koordinaten (XK, YK, ZK) relativ zu einem bekannten dreidimensionalen Koordinatensystem (X, Y, Z) in Echtzeit ermittelt werden.
13. Vorrichtung nach Anspruch 12, bei welcher sich die ungesunden Zellen im Kopf, z.B. an Augen oder am Gesicht, oder im Lungen- oder Brustbereich des Menschen befinden.
14. Vorrichtung nach Anspruch 12 oder 13, bei welcher die dreidimensionalen Koordinaten (XK, YK, ZK) des Körperteils einer Steuerung einer Bestrahlungsanlage des Körperteils oder einer Unterstützung einer dreidimensionalen Abbildungsanlage des Körpers oder einer Unterstützung eines therapeutischen Planungs- tools dienen.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 oder 14, bei welcher der Fluorophor:
- eine Tumoraffinität aufweist und in eine Blutbahn injiziert wird, vorzugsweise in Form vom Hematoporphyrin, oder
- in einer eingekapselten Form an einer Stelle des Körperteils angebracht wird, z.B. bei einer Biopsie oder während eines endoskopischen Verfahren, oder
- auf eine flächenförmige Pastille deponiert wird, welche im Bereich der Oberfläche des Körperteils angebracht wird.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 oder 15, bei welcher der Fluorophor Lichtwellen im spektralen Bereich 600- 760 nm in Erregungsniveau sendet, als die extrinsiche Licht- quelle Licht idealerweise im spektralen Bereich 450-770 nm oder zumindest Pulsiertes Laserlicht bei einer Wellenlänge von 532 nm emittiert und damit den Fluorophor erregt.
17. Vorrichtung gemäss einem der voranstehenden Ansprüche, wo- bei die Vorrichtung ein Messkopf für eine Steuerung eines Mechanismus zur Neupositionierung des Wesens in einem absoluten Koordinatensystem ist.
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