EP2822651A1 - Verfahren und bestrahlungsanlage zur bestrahlung eines zielvolumens - Google Patents

Verfahren und bestrahlungsanlage zur bestrahlung eines zielvolumens

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EP2822651A1
EP2822651A1 EP13709358.9A EP13709358A EP2822651A1 EP 2822651 A1 EP2822651 A1 EP 2822651A1 EP 13709358 A EP13709358 A EP 13709358A EP 2822651 A1 EP2822651 A1 EP 2822651A1
Authority
EP
European Patent Office
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target volume
ion beam
phases
radiographic
deposition
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP13709358.9A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Christoph Bert
Alexander Gemmel
Robert LÜCHTENBORG
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.)
GSI Helmholtzzentrum fuer Schwerionenforschung GmbH
Original Assignee
GSI Helmholtzzentrum fuer Schwerionenforschung GmbH
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 GSI Helmholtzzentrum fuer Schwerionenforschung GmbH filed Critical GSI Helmholtzzentrum fuer Schwerionenforschung GmbH
Priority to EP18155862.8A priority Critical patent/EP3342463B1/de
Publication of EP2822651A1 publication Critical patent/EP2822651A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61N5/1048—Monitoring, verifying, controlling systems and methods
    • A61N5/1064—Monitoring, verifying, controlling systems and methods for adjusting radiation treatment in response to monitoring
    • A61N5/1065—Beam adjustment
    • A61N5/1067—Beam adjustment in real time, i.e. during treatment
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    • A61N2005/1087—Ions; Protons
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    • A61N2005/1092—Details
    • A61N2005/1095—Elements inserted into the radiation path within the system, e.g. filters or wedges

Definitions

  • the invention relates to a method and a
  • Irradiation system for irradiating a target volume with an ion beam, in particular for tumor therapy.
  • Gating and beam tracking are basically known to the person skilled in the art; see. for gating eg "Respiratory Gated Irradiation System for Heavy-Ion Radiotherapy "by Shinichi Minohara et al., Int. J. Oncology Biol. Phys., Vol. 47, No. 4, pp. 1097-1103, 2000 or” Gated Irradiation with Scanned Particle Beams by Christoph Bert et al Int., J. Oncology Biol. Phys., Vol. 73, No. 4, pp. 1270-1275, 2009, and Beam
  • Some motion detection systems measure
  • Tumor movement is often associated with surgical intervention in the patient or with a significantly increased dose loading of the patient, e.g. in conventional X-ray fluoroscopy, especially when using high image acquisition rates.
  • Motion detection systems are inherently limited to performing a very indirect measurement, why, among other things, the precision of detecting the tumor movement is in need of improvement. Furthermore, the tumor movement, for example in a lung tumor be highly complex and each translational, rotational and
  • Ion therapy only in conjunction e.g. is used with 4DCT records because the range of the beam is from
  • Ion sources used to produce different types of ions, which are brought together in a mixing chamber. However, this procedure can only be used for certain
  • the invention is therefore based on the object to provide a method and an irradiation system for irradiating a target volume with an ion beam, which allow a high precision of the irradiation despite a moving target volume.
  • Another aspect of the object of the invention is a
  • Method and an irradiation system for irradiating a moving target volume with an ion beam to provide that the adverse effect of the movement of the target volume on the energy loss and the range of the ion beam in the target volume can be determined as precisely as possible.
  • Yet another aspect of the object of the invention is a
  • the ion beam is first generated by an accelerator device and accelerated and guided to the target volume.
  • the accelerator device comprises in particular a circular accelerator such as a
  • Cyclotron or synchrotron a linear accelerator or a combination thereof.
  • ion beam is used in particular
  • Proton beam or a beam of heavier ions e.g. Understood oxygen or carbon.
  • ions e.g. Understood oxygen or carbon.
  • the irradiation of the target volume is subdivided in time into at least one radiographic phase and at least one deposition phase in order to reduce the energy of the target volume
  • Ion beam, i. one and the same ion beam, between the at least one radiographic phase and the at least one deposition phase is to vary in time and in such a way that
  • the Range of the ion beam distal to the target volume in the beam direction behind the target volume, so that in the at least one radiographic phase, the ion beam penetrates or transilluminates the target volume to use the ion beam an ionic radiogram of the target volume
  • Ion beam is detected with a distal of the target volume arranged Ionenradiographiedetektor and
  • the range of the ion beam is within the target volume, so that the ion beam in the target volume
  • Target volume can be detected, but the radiography and the deposition are carried out with one and the same ion beam, but with different energy and time consecutive.
  • the radiography phase the
  • the beam range is adjusted so that the Bragg maximum distal to the patient, more precisely in the
  • Ionenradiographiedetektor lies to the position of the Bragg maximum by means of energy and spatially resolving
  • the energy of the ion beam is in the Ionenradiographiedetektor.
  • Radiography phase to a higher radiographic energy and during the deposition phase to a lower
  • Radiography phase and the deposition phase therefore consists in switching the energy of the ion beam.
  • a carbon ion beam is generated, which at an energy E 'in the range of 600 MeV / u, the target volume substantially completely penetrates and with this energy E' for radiography and with a
  • both the dose deposition and the one with the same ion beam are reduced to an energy E in the range of 250 MeV / u for dose reduction according to the treatment plan.
  • Beam range is changed only by a few millimeters and which, if necessary, additionally performed.
  • ion radiography are set independently, in particular the lateral coverage of the
  • Target volume in a scanning process
  • Ion energy whose influence can be calculated very accurately. Furthermore, a lower dose is to be expected compared to conventional fluoroscopy. In an advantageous manner, the method can nevertheless be carried out without major modifications of the accelerator device. Particularly simple is e.g. the
  • Accelerator device is set to the higher radiographic energy and then by means of a passive
  • Deposition phases of the higher radiographic energy to the lower deposition energy is reduced by the ion beam is decelerated in the energy modulator.
  • the energy of the ion beam can easily be varied fast enough to alternately irradiate the tumor (deposition) and perform the radiography, and in real time in response to the Controlling the target volume to be able to intervene in the irradiation.
  • a digital, eg a rotating pie-shaped energy modulator is irradiated proximal to the target volume (in the beam direction in front of the target volume) in which a piece of cake is missing in order to reduce the energy and thus the range of the beam between a target
  • Pie slice remains the energy of the ion beam
  • Wedge systems for actively tracking the beam range to the movement of the target volume during beam tracking which may be additionally present.
  • the energy may be varied by binary modulator plates, such as e.g. in "The PSI Gantry 2: A Second Generation Proton Scanning Gantry” by Eros Pedroni et al., Z. Med. Phys. 14 (2004), 25-34, or by a variation of the settings on the Fiat top at Synchrotron -based acceleration, such as in "Update of an Accelerator Control System for the New Treatment.”
  • Accelerator device passive modulator
  • Cyc-LINAC the end of the acceleration
  • the ionic radiography detector is accordingly an energy-resolving detector, which measures the (residual) energy of the ion beam after passing through the target volume.
  • the energy loss caused by the penetration of the target volume can be calculated and, in turn, the effect of the movement of the target volume on the deposition can be determined.
  • one and the same ion beam is used for the deposition and the ionic radiography in the sense that the ion type and the charge are identical and only the energy is different.
  • one and the same ion beam is used, whose
  • Energy is consecutively varied in time, but not simultaneously two different ion beams.
  • the ionic radiography and the deposition are temporally successive and in the context of this
  • the irradiation of the target volume in time into a plurality of radiographic phases and a plurality of
  • the range of the ion beam is distal to the target volume, so that in the radiographic phases, the ion beam penetrates or transilluminates the target volume and by means of the ion beam ion radiographs of the target volume are recorded by the ion beam with a distal of the target volume
  • the range of the ion beam in the target volume is such that the ion beam in the target volume is stopped to deposit a predetermined dose in the target volume, respectively.
  • Radiography phases are adapted to the movement phases of the target volume. Alternatively or additionally, the time sequence of the radiographic phases to the
  • Irradiation of isoenergy layers to be adjusted when the target volume is divided into isoenergy layers which are successively irradiated.
  • Isoenergy slaughter the target volume can be approached with the ion beam to deposit a predetermined dose in each of the isoenergy layers, e.g. at least before radiation for dose deposition everyone
  • the intensity of the ion beam in the at least one or the plurality of deposition phases is set considerably higher than in the at least one or the plurality of radiographic phases, which can also be controlled in real time. This can be in
  • the dose burden of the patient are kept low.
  • the target volume is a target volume cycling during the irradiation, e.g. a lung tumor during respiration, is the cyclic movement of the
  • Target volume divided into several phases of movement it is advantageous to choose the duration of the at least one radiography phase or the plurality of radiographic phases no longer than the duration of the movement phases. Then, if desired, in - preferably at the beginning - everyone
  • Movement phase carried out an ion-radiography measurement.
  • steps i) and ii) performed in the same movement phase or the radiographic phase and
  • Deposition phase are at least partially in the same phase of movement.
  • the active tracking of the ion beam i. the beam tracking is controlled in response to the ion radiographic measurement performed by the ionic radiography detector.
  • This control of the active tracking of the ion beam (beam tracking) in response to the radiographic measurement can also be performed in real time.
  • Deposition phase are controlled independently.
  • the ion beam in the radiographic phase independently of the deposition, can be controlled via the lateral extent of the target volume.
  • the Ionenradiographiedetektor is designed as a spatially resolving detector, so that in the at least one or
  • a plurality of radiographic phases a laterally two-dimensionally spatially resolved ionic radiogram, preferably at least of Internal target volume (ITV, according to ICRU 62) is captured by passing through a plurality of halftone dots of the target volume and the range of the ion beam after passing through the target volume for each of the halftone dots in the target volume
  • ITV Internal target volume
  • Ion radiograph is determined to be at least one
  • This map of the range of the ion beam may e.g. as monitoring or
  • Deposition phase can be used.
  • Target volume in the ionic radiogram advantageously allows a particularly precise and reliable tracking of the movement of the target volume.
  • the irradiation procedure uses a scanning method, e.g. is a raster scanning method
  • the ion beam is referred to as a so-called pencil beam (pencil beam) in the at least one deposition phase or the plurality of
  • Radiographic phase or the plurality of radiographic phases at least over a part of the lateral surface of the
  • the target volume is the target volume.
  • a lateral two-dimensional ionic radiogram can hereby be recorded despite the use of a fine pencil beam. Furthermore, it is advantageous that the wobble for radiography measurement can be performed independently of the scanning during the deposition. This is particularly advantageous since
  • Range losses - if desired - can be precalculated finer than on grid point basis of the deposition. This has e.g. for the sweep, where the beam is driven quickly over a larger range, the advantage that more or even all positions can be compared directly, without to nominal grid positions
  • the ion beam is scanned over the clinical target volume (so-called Clinical Target Volume, CTV according to ICRU 50). Is preferred in the
  • the ion beam at least over a part of the lateral area of the internal target volume (ITV, according to ICRU 62) that goes beyond the clinical target volume.
  • This sweep of the entire internal target volume can be done in a time interval between 1 ms and 1000 ms, for example in the range of 10 ms,
  • Target volume can be included.
  • Target volume especially if at least the internal target volume (ITV) is covered, that is the clinical
  • Target volume maps in all states of motion, the entire amplitude of movement of the target volume can be covered in an advantageous manner.
  • Range of the ion beam to calculate.
  • Range Map of the range of the ion beam to create during the irradiation in the
  • Radiographic phase then becomes the actual range of the ion beam after penetrating the target volume
  • a multidimensional ionic radii created with the respective actual ranges of the ion beam and the ionic radii is compared with the simulated setpoint map.
  • Simulating calculation can be made in an advantageous manner, a balance between the movement of the target volume and the movement of the ion beam, in which potentially not only parameters with respect to the movement and range change can be acquired, but also on the interference between the two, in particular the Interplay or Template.
  • Invention is provided with a corresponding internal or external motion measuring system (sometimes referred to as
  • Motion sensor measures the movement of the target volume or a movement surrogate. According to the invention, the measurement results with the means of
  • Ionic radiography detector automatically recorded, e.g. linked by an appropriately programmed microcomputer and the irradiation is in
  • the target volume in the at least one or the plurality of radiographic phases can be irradiated from more than one direction and at least one spatially more than two-dimensional ionic radiogram ("second SD detection") is recorded This is advantageous for irradiation sites which more than Here, it is possible to record radiograms from more than one direction, thus enabling 2.5D detection, and a gantry also has a "RapicArc" analogue
  • the collected data should be evaluated in terms of expectation in real time, using the methods known from fluoroscopy, i. E. among other things, a comparison between measurement and digital
  • DRRM Reconstructed Range Map
  • Exceeding predetermined limits e.g. when comparing between range simulation and energy loss measurement, generates an interlock signal, by means of which the
  • the invention is not limited to pure motion monitoring, but also a verification of the DRRMs obtained is possible, so that e.g. in the event of excessive deviations, the irradiation may be interrupted and possibly even rescheduled.
  • the irradiation may be interrupted and possibly even rescheduled.
  • Ionradiographiedetektor which measures ion energy and thus directly with the particle range a dose-relevant factor is detected directly (in contrast to the methods that capture only substitute quantities).
  • markers gold balls, carbon spheres, etc.
  • the invention is also in inter-fractionally moving or static head-neck
  • an irradiation system for irradiating a moving target volume with an ion beam, with which the method described above can be carried out.
  • irradiation facility includes the irradiation facility:
  • an accelerator and beam guiding device for generating and accelerating an ion beam and for guiding and directing the ion beam onto the
  • control device for controlling the irradiation system
  • Radiographic phase and at least one deposition phase in particular in addition to the range change for the dose deposition in different Isoenergiesayer, by means of which means
  • Radiography energy is set at which the
  • the energy of the ion beam to a lower
  • Deposition energy is set at which the
  • Range is within the target volume and the
  • Ionradiography detector for picking up
  • the device switches to temporal
  • the energy of the ion beam in particular during the irradiation or in a radiation break - and in addition to the range change for starting the isoenergy layers in the deposition phase - in a cyclic sequence of a plurality of radiographic phases and a plurality of deposition phases, the energy of
  • Ion beam alternately between the radiographic energy and the deposition energy back and forth.
  • the ionic radiography detector has a temporal resolution sufficient to be present in each
  • Radiography phase to generate a new radiogram to possibly control the irradiation in real time.
  • the control device preferably controls the irradiation system such that in the deposition phases
  • Ion radiography detector is performed.
  • a passive energy modulator is used, wherein the ion beam is first generated by the accelerator device with the radiographic energy and in the deposition phase by deceleration in the material of
  • the passive energy modulator is, for example, a round disc with a pie-shaped section and rotates in the ion beam, so that the ion beam cyclically alternately penetrates the material of the disc and is thereby slowed down to the deposition energy
  • control means controls the
  • Irradiation plant such that the intensity of the ion beam at the deposition in the target volume is higher than in the radiography measurement to keep the additional radiation exposure due to the radiography measurement for the patient low.
  • Rotation speed is preferably adapted to the duration of the movement phases so that the duration of the
  • Radiographic phases is shorter than the duration of the
  • the control device is preferably hereby operatively connected to the beam
  • the ionic radiography detector is preferably an energy and location-resolving detector which receives an energy and laterally two-dimensionally spatially resolved ionic radiogram of at least parts of the internal target volume (ITV). A computing device then determines the ITV.
  • Target volume for each of the grid points and creates a two-dimensional map of the range of the ion beam after penetrating the target volume.
  • the preferably included scanning device for scanning the ion pencil beam (diameter typically a few millimeters) is controlled by the controller so that the ion beam for dose deposition two- or
  • the controller controls the scanning device (with or without separate wobbling magnets) e.g. such that the ion beam is scanned at the dose position over the target clinical volume (CTV, ICRU 50) and at
  • Target volume (ITV, ICRU 62).
  • the range simulation calculation described above is typically performed by a suitably programmed microcomputer, which also performs the comparison with the ranges actually determined and subsequently generates, preferably in real time, control signals to which e.g. the irradiation is adapted or interrupted.
  • control signals e.g. the irradiation is adapted or interrupted.
  • the control device records the measurement results of the motion measurement system and the ionic radiograms of the ionic radiography detector, automatically combines the measurement results and the ionic radiograms, and controls
  • the controller controls the change between the radiographic phases and the deposition phases in response to the measurement results of the
  • the irradiation system has a plurality of jet pipes and / or a rotatable gantry, with which the target volume can be irradiated from more than one direction to a locally more than two-dimensional
  • the method and the irradiation system according to the invention are in particular designed for tumor therapy. But they can also be used to irradiate a target volume that is not human or
  • animal body belongs.
  • Fig. 1 is a schematic representation of the irradiation
  • Fig. 2 is a schematic representation of the irradiation
  • Fig. 3 is a schematic representation of a
  • Fig. 4 is a schematic representation of a
  • Fig. 5 is a schematic representation of a
  • Fig. 6 is a schematic representation of a
  • Irradiation unit with scanned ion beam and an energy modulator according to another
  • Fig. 7 is a schematic representation of a
  • Fig. 8 is a schematic representation of the irradiation of a target volume combined with a
  • FIG. 10 shows a schematic representation of an irradiation of a target volume with rotating gantry
  • Fig. 13 is a representation of the radiographic phases
  • Fig. 15 is a flowchart of a real time evaluation with
  • DRRM according to an embodiment of the invention 16 is a flowchart of a combination of
  • FIG. 1 shows a tumor as a clinical target volume 12 (CTV) according to ICRU 50 in a reference movement phase 12a.
  • the tumor 12 moves within an envelope within which the motion states 12a, 12b, 12c and 12d are mapped by way of example.
  • the envelope forms the internal target volume 14 (ITV) according to ICRU 62.
  • ionic radiography detector 20 information about
  • Fig. 2 shows the irradiation of the target clinical volume 12 with a scanned ion beam 18.
  • Radiographic measurement with the ionic radiography detector 20 To obtain information about the range distribution in the entire internal target volume 14, the ion beam is hereby swept over the entire internal target volume 14, which is schematically represented by the dotted arrows 18
  • the wobble is the fine
  • Pencil beam is moved rapidly over the lateral extent of the entire internal target volume 14, which is shown in FIG. 2 only one dimension is shown because the second lateral dimension is perpendicular to the plane of the drawing.
  • the measured range distribution is e.g. compared with a Digitally Reconstructed Range Map (DRRM).
  • DRRM Digitally Reconstructed Range Map
  • Radiographic beam which is irradiated from its specific direction at a certain position with a certain energy through a CT (or a phase of a 4D CT) stored for a plurality of beams.
  • a CT or a phase of a 4D CT
  • the measured values of the radiography measurement are compared with the DRRM. This is used e.g. the
  • Verified or independent determination of the movement phase is made in response to the Radiographietician.
  • FIG. 3 shows a known irradiation system 1 with an accelerator device 22 comprising a cyclotron 24 and a beam guiding device 26.
  • the ion beam 16 is scattered with a scattering system 28. Then the range is with a
  • Range modulator 30 (rank modulator) and a
  • Range slider 32 (ranked shifter) widened. Subsequently, the scattered ion beam 16 is collimated with a collimator 34 to the extent of the internal target volume. The dose field is adjusted by means of a compensator 36 to the distal contour of the target volume. The originally fine ion beam 16, as he from the
  • Accelerator 22 is emitted is by the scattering system and various subsequent passive
  • Beam shaping devices adapted to the target volume. It is a completely passive one
  • Fig. 4 shows a known irradiation apparatus 1 with an intensity-controlled magnetic scanning system, as e.g. is used at the GSI in Darmstadt.
  • the intensity-controlled magnetic scanning system as e.g. is used at the GSI in Darmstadt.
  • Accelerator device 22 in this example comprises a synchrotron 24 'and a beam guiding device 26, which guides the ion beam into the irradiation chamber (not shown) in order to supply the target volume 12 there
  • the fine ion beam 18 also referred to as Pencil Beam
  • the fine ion beam 18 is scanned over the lateral extent of the target volume by a scanning device 38, which comprises fast scanning magnets 38a, 38b for scanning the ion beam 18 in the X and Y directions.
  • the Bragg peak is scanned over a plurality of isoenergy layers 13a to 13i.
  • the ion beam 18 is, for example, an 80 to 430 MeV / u 12 C ion beam.
  • the corresponding beam parameters of the ion beam 18 are controlled by the synchrotron control system 40 and pulsed from the synchrotron 24 '. Typically, these isoenergy layers
  • Target volume 12 is first prepared in a preparatory phase, the so-called radiation planning, in which an irradiation plan is calculated and determined, which is stored in the therapy control system 42.
  • the therapy control system 42 is alternate
  • Scanning device 38 to control the respective grid point for dose deposition. Furthermore, the beam position is monitored with a beam position monitor 46 and transmitted to the therapy control system 42.
  • an irradiation system with scanning system 38 according to FIG. 4 is shown, wherein, according to the invention, a pie-shaped energy modulator 48 proximal to the target volume or proximal of the target volume, respectively
  • Beam position monitor 46 is arranged. In this case
  • Example is the energy modulator 48 distal to the
  • Scanning device 38 is arranged.
  • the actual irradiation of the target volume 12, i. the dose deposition is with a therapy energy or deposition energy E
  • Energy modulator 48 rotates to define the timing of deposition phases and radiographic phases. In the times when the energy modulator is irradiated, namely in the massive region 48a in which the modulation material is located, the energy modulator 48 modulates the ion beam energy of the
  • the radiographic energy E ' E + dE arrives.
  • the radiographic energy E 'or the energy loss dE is selected to be sufficiently large so that the target volume and, in the case of therapeutic irradiation, the entire patient is completely penetrated by the ion beam, which is represented by the dashed line 52.
  • Target volume 12 is arranged and has a size which should cover at least the entire internal target volume, spatially resolved, the energy loss in the target volume 12 and measured in the patient. Consequently, in this radiographic phase with the radiographic energy E 'becomes a
  • Ion radiography measurement performed with the ionic radiography detector 20 For example, the
  • the location and energy resolving ionic radiography detector 20 in this example comprises a stack of up to 61 parallel ionization chambers between each
  • Absorber plates made of PMMA are used.
  • the thickness of the absorber plates is chosen between 0.5 mm and 5 mm depending on the requirements.
  • the ionic radiography detector 20 may further comprise a fixed or variable pre-absorber which increases the water equivalent reach by 90 mm reduces to 90 mm.
  • Ion radiography detector 20 is, for example
  • 300 x 300 mm 2 in order to provide at least one measuring field of 200 x 200 mm 2 for the ion beam 18.
  • the energy modulator 48 is in operative connection with the control device 39 of the irradiation system 1
  • Control energy modulator 48 and / or the energy modulator 48 provides feedback on its respective
  • Energymodulators 48 defined radiographic phases and deposition phases time to synchronize or synchronize.
  • the irradiation system 1 additionally comprises a known motion measuring system 54, which has a
  • Information about the movement of the target volume 12 to the controller 39 is transmitted.
  • This can be a direct motion information with an internal motion measurement system or a surrogate information with an external motion
  • the energy modulator is designed as a binary energy modulator plate 48 ', which defines the reduction of the beam energy from the radiographic energy to the deposition energy by moving the energy modulator plate 48' in and out of the beam path of the ion beam 18.
  • the Radiography spot can By driving in the energy modulator plate 48 ', the radiographic energy E' delivered by the accelerator device is reduced by dE to the deposition energy E to irradiate the target volume 12 so as to deposit the dose set in the irradiation plan which is represented by the solid line 50 in FIG. 6, the fourth isoenergy layer 13d seen from the distal side being irradiated here by way of example. Since, in this example, the energy modulator 48 'is located proximal to the scanner 38, the
  • Energy modulator 48 arranged magnets of the beam guide to be readjusted. This can be done in real time with correspondingly fast magnet systems, controlled by the
  • Control device 39 can be realized.
  • the positioning of the energy modulator in front of the scanner 38 has the advantage of a lower patient burden
  • Scanning device or before the patient, as shown in Fig. 5, has the advantage that to a corresponding readjustment of the scanning device 38 and others
  • Beam guide elements can be dispensed with.
  • FIG. 7 shows another embodiment in which the energy variation between the radiographic energy and the deposition energy is performed by the accelerator device 22.
  • the accelerator device 22 e.g. a cyclotron 24 with a downstream linear accelerator 58.
  • the structure is substantially the same as that in FIGS. 5 and 6.
  • the passive energy modulators 48, 48 'used in FIGS. 5 and 6 the
  • downstream linear accelerator 58 can be accomplished.
  • one or more the accelerator cavities 58a to 58g turned off to reduce the energy of the ion beam from the radiographic energy to the deposition energy.
  • the Cyc-LINAC can be used, which is described in the review article cited above by Ugo Amaldi et al.
  • FIG. 8 shows the combination of the movement measuring system 54 with the radiographic measurement by means of the
  • Radiography detector 20 according to the present invention.
  • the known motion measuring system 54 transmits the data on the movement of the target volume to the
  • Control device 39 In the radiographic phase, the ionic radiography detector 20 records ionic ionograms of the target volume (and of the surrounding tissue) by means of the ion beam 18 which radiates the target volume 12 or the patient 15. The controller 39 compares the ionic radiography measurements 60 with the measurements of the
  • Motion measuring system 54 which e.g. may be a surrogate in the form of a stereo camera image of the patient's breast. With the movement measuring system 54 can first in itself
  • the movement phase of the patient to be determined.
  • the controller 39 determines that the determined by means of the Abstractsmesssystems 54
  • the ion beam 18 is irradiated from at least two different directions, ionic radiograms stand out
  • the beam application 62 can be selectively controlled with the respective ionic radiogram.
  • FIG. 10 shows an exemplary embodiment with a rotating gantry, wherein the rotation of the beam application 62 is symbolized by the arrow 64.
  • the Ionenradiographiedetektor 20 is opposite to the beam application also with the gantry (not shown) co-rotated, which is symbolized by the arrow 66.
  • the gantry not shown
  • Beam exit and the Ionenradiographiedetektor 20 are rotated during the radiographic irradiation to the patient, so that 3D-Ionenradiogramme can be created similar to an X-ray CT, but here in addition to that inherent to the ionic radiogram
  • FIG 11 shows an exemplary embodiment of a time sequence of the radiographic phases and deposition phases.
  • the uppermost graph 72 shows the energy of the ion beam radiating between radiographic phases 74
  • Radiography energy and deposition phases 76 with
  • the intensity 78 of the ion beam is controlled, i. that in the radiographic phases 74 a lower intensity of the ion beam is applied than in the deposition phases 76. Therefore, the
  • Radiation exposure in the inventive method advantageously relatively low.
  • the factor by which the ion beam intensity in the radiographic phase can be reduced compared to the deposition phase depends e.g. from the speed of the wobble magnets and the
  • Ionradiography detector 20 operate, the greater the intensity reduction can be usually selected.
  • Deposition phases tuned to the scanning of the target volume 12 with the scanning device 38 for deposition For example, the change takes place from the deposition phase 76 in FIG the radiographic phase 74 after a predetermined number of irradiated halftone dots, eg after 100 halftone dots.
  • the duration of the deposition phase 76 corresponds to the period of irradiation of 100 halftone dots.
  • the duration of the radiographic phases 74 is chosen to be significantly shorter than the duration of the deposition phases 76.
  • the example shown relates to a
  • Irradiation plant 1 with a synchrotron 24 ' As is known to those skilled in the art, the ion beam is discontinuously extracted from a synchrotron in so-called spills, the spills being labeled 80 and the spill pauses 82.
  • the movement of the target volume 12 is in eleven
  • dashed line 84 at which a new
  • a movement cycle typically takes in the region of 5 seconds.
  • Fig. 12 indicates an alternative cycle
  • Radiographic phases 74 and deposition phases 76 wherein the radiographic deposition cycle is adapted to the movement phases 12a to 12k, or with the movement phases
  • the change from a deposition phase 76 into a radiographic phase 74 takes place at the same time as the change from one movement phase to the next.
  • the cycle of radiographic phases and deposition phases is triggered by the measurement of the motion measuring system 54, to the extent that the change from the deposition phase 76 to the radiographic phase 74 occurs when the
  • Motion measuring system 54 the change to the next
  • Motion phase detected This has the advantage that a separate radiographic measurement is carried out for each movement phase. In this example, therefore
  • Cycle of radiographic phases and deposition phases synchronized with the cycle of motion phases. Referring to FIGS. 5 to 7, the synchronization is performed by the controller 39.
  • the cycle may be off
  • Fig. 14 shows a flow chart for irradiation in the context of the present invention with radiographic phases
  • radiotherapy is prepared, which includes diagnosis, imaging, and 4D radiation planning, etc.
  • the radiographic parameters are determined, comprising the radiographic energy E ', the beam intensity 78 in the radiographic phases 74 and / or the field size for the radiographic measurement and / or frequency as well as the time or cycle of the radiographic measurements.
  • a DRRM is calculated, eg by
  • Step 204a defines a deposition phase 76 with the lower deposition energy E and higher
  • a deposition phase 76 may comprise the irradiation of a plurality of halftone dots.
  • the parameters of the irradiation facility 1 are adapted for the subsequent radiographic measurement. This includes in particular the variation of the beam energy 72 from the deposition energy E to the radiographic energy E ', e.g. with the energy modulator 48, 48 'and possibly the
  • step 204c the radiographic measurement is performed, eg, by sweeping the entire internal target volume 14 (ITV) by wobbling with the ion beam 18.
  • the scanner magnets 38a, 38b are controlled accordingly by the control device 39.
  • the irradiation is interrupted if necessary in step 205. It may even be followed by a new treatment planning. If the radiography measurement within predetermined
  • step 204d if necessary - the irradiation can be adapted.
  • step 204b the irradiation system is switched back to the deposition energy E, e.g. by
  • the radiography measurement is used as a control parameter within the control loop 204a to 204d.
  • the irradiation is also ended in step 205.
  • FIG. 15 shows a flow chart for combining the
  • step 301 the radiography measurement is performed with the
  • Ion radiography detector 20 performed.
  • step 302 simultaneously and independently thereof, the movement of the target volume by means of the
  • Motion detection system 54 e.g. in form of a
  • step 303 the controller 39 compares the ion-radiographic measurement with the expectation of FIG
  • step 304 the irradiation of the target volume then takes place in a deposition phase 76 when continuing. Otherwise, the method sequence corresponds to that in FIG. 14.
  • 16 shows a flow chart of a real time evaluation with DRRM.
  • step 401 for each 4DCT phase, a DRRM
  • step 403 a radiography measurement in a
  • Radiography phase 74 performed.
  • step 404 for example by means of the control device 39, the result of the radiographic measurement from step 403 is compared with the expectation from the precalculated DRRM 402. Depending on the result of this comparison 404, if necessary, the irradiation is adapted in step 405 or

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Abstract

Verfahren und Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines sich bewegenden Zielvolumens mit einem Ionenstrahl, insbesondere für die Tumortherapie, wobei Ionenradiographiemessungen des Zielvolumens durchgeführt wird und die Bestrahlung zur Deposition und zur Radiographie mit demselben Ionenstrahl, aber zeitlich konsekutiv durchgeführt werden, in dem die Energie des Ionenstrahls zwischen einer höheren Radiographieenergie und einer niedrigeren Depositionsenergie, z.B. mit einem passiven Energiemodulator proximal des Patienten umgeschaltet wird.

Description

Verfahren und Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines Zielvolumens
Beschreibung
Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine
Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines Zielvolumens mit einem Ionenstrahl, insbesondere für die Tumortherapie.
Hintergrund der Erfindung
Eine Bewegung des Tumors in der lonenstrahltherapie stellt besondere Herausforderungen an die Bestrahlung, um
sicherzustellen, dass das klinische Zielvolumen trotz der Bewegung mit der verschriebenen Dosis abgedeckt wird. Für die lonenstrahltherapie mit einem aufgestreuten Strahl werden hierfür typischerweise speziell konstruierte
Sicherheitssäume verwendet, was bislang als ausreichend angesehen wurde.
Bei einem gescannten Strahl kommt es allerdings zu
Interferenzeffekten, die weitergehende Maßnahmen erfordern. Unter diesen sind Strahlapplikation mittels sogenanntem Gating oder sogenanntem Beam Tracking, die jeweils auf einem Bewegungserfassungssystem basieren, welches die
Tumorbewegung oder ein Surrogat der Tumorbewegung liefern, das in Echtzeit verwendet wird, um den Strahl ggf. zu unterbrechen (Gating) oder aktiv nachzuführen (Beam
Tracking) . Der Güte dieses Signals kommt eine wesentliche Rolle zu, da die Präzision direkten Einfluss auf die
Präzision der gesamten Bestrahlung hat. Gating und Beam Tracking sind dem Fachmann grundsätzlich bekannt; vgl. zum Gating z.B. „Respiratory Gated Irradiation System for Heavy-Ion Radiotherapy" von Shinichi Minohara et al . in Int. J. Oncology Biol. Phys . , Vol. 47, No . 4, pp . 1097- 1103, 2000 oder „Gated Irradiation with Scanned Particle Beams von Christoph Bert et al . in Int. J. Oncology Biol. Phys., Vol. 73, No . 4, pp . 1270-1275, 2009 und zum Beam
Tracking z.B. DE 10 2004 028 035 AI, welche hiermit jeweils durch Referenz inkorporiert werden.
Es existieren diverse Bewegungserfassungssysteme auf dem Markt. Manche Bewegungserfassungssysteme messen ein
sogenanntes Bewegungssurrogat, beispielsweise die
Atemtemperatur, die Bewegung der Bauchdecke (in 1D, 2D oder 3D) , den Umfang des Abdomens/Thorax oder den Fluss der Atemluft. Andere Bewegungserfassungssysteme erfassen im Gegensatz dazu direkt die Bewegung des Tumors und basieren z.B. auf Fluoroskopie (mit/ohne implantierten radioopaquen Markern), Radiotranspondern oder Ultraschall. Außerdem werden auch Kombinationen dieser Systeme verwendet, um deren Vorteile zu kombinieren, beispielsweise die spärliche Fluoroskopie (hohe Güte, aber Dosisbelastung für den
Patienten) neuronal vernetzt mit einem
Bauchdeckenerfassungssystem (niedrigere Güte, aber keine Dosisbelastung für den Patienten) . Bewegungserfassungssysteme zur direkten Erfassung der
Tumorbewegung gehen häufig einher mit einem chirurgischen Eingriff in den Patienten oder mit einer deutlich erhöhten Dosisbelastung des Patienten, z.B. bei der konventionellen Röntgenfluoroskopie, insbesondere bei Verwendung von hohen Bilderfassungsraten. Externe Surrogat-basierte
Bewegungserfassungssysteme sind prinzipbedingt darauf beschränkt eine sehr indirekte Messung durchzuführen, weshalb u.a. die Präzision der Erfassung der Tumorbewegung verbesserungswürdig ist. Ferner kann die Tumorbewegung, z.B. bei einem Lungentumor hochkomplex sein und jeweils translatorische, rotatorische und
kompressorische/dilatatorische in allen Dimensionen
Komponenten enthalten.
Alle genannten Systeme betrachten darüber hinaus die rein geometrische Bewegung des Zielvolumens, die in der
Ionentherapie nur in Verbindung z.B. mit 4DCT-Datensätzen verwendet wird, da die Reichweite des Strahls von
wesentlicher Bedeutung ist. Für die präzise Deposition der gewünschten Dosis bei der Bestrahlung ist nämlich nicht ausschließlich die räumliche Bewegung maßgeblich, sondern vielmehr die Wirkung der räumlichen Bewegung auf den
Energieverlust des Ionenstrahls, der von anderen Faktoren, wie z.B. der lokalen Verteilung der Gewebedichte abhängen kann . Daher sind diese bekannten Verfahren insbesondere im
Hinblick auf die Präzision weiter verbesserungswürdig.
Aus der EP 2 400 506 ist eine Vorrichtung bekannt, welche zumindest zwei verschiedene Partikelstrahlen erzeugt, von denen der zweite Partikelstrahl zur Detektion der Bewegung des Zielvolumens verwendet wird. Hierzu werden zwei
Ionenquellen zur Erzeugung unterschiedlicher Ionentypen verwendet, die in einer Mischkammer zusammengeführt werden. Dieses Verfahren lässt sich allerdings nur für bestimmte
Kombinationen von Ionen verwenden und hängt von der Art der Beschleunigereinrichtung ab. Ferner sind bestimmte Parameter der beiden Ionenstrahlen nur gemeinsam
beeinflussbar. Daher wurde von den Erfindern, insbesondere hinsichtlich der Komplexität, Flexibilität und der
Beschränkungen durch die Verschränkung der beiden
Ionenstrahlen bei der in der EP 2 400 506 beschriebenen Herangehensweise hier nach einer anderen Lösung gesucht.
Allgemeine Beschreibung der Erfindung
Die Erfindung hat sich daher die Aufgabe gestellt, ein Verfahren und eine Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines Zielvolumens mit einem Ionenstrahl bereit zu stellen, welche eine hohe Präzision der Bestrahlung trotz eines sich bewegenden Zielvolumens ermöglichen. Ein weiterer Aspekt der Aufgabe der Erfindung ist es, ein
Verfahren und eine Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines sich bewegenden Zielvolumens mit einem Ionenstrahl bereit zu stellen, welche die nachteilige Wirkung der Bewegung des Zielvolumens auf den Energieverlust und die Reichweite des Ionenstrahls in dem Zielvolumen möglichst präzise ermittelt werden kann.
Noch ein Aspekt der Aufgabe der Erfindung ist es, ein
Verfahren und eine Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines sich bewegenden Zielvolumens mit einem Ionenstrahl bereit zu stellen, welche eine präzise, aber dennoch flexible Bewegungserfassung des Zielvolumens ermöglicht, die
möglichst unabhängig von der Beschleunigereinrichtung und ggf. sogar einfach nachrüstbar ist. Die Aufgabe der Erfindung wird durch den Gegenstand der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen definiert. Es wird ein Verfahren zur Bestrahlung eines sich während der Bestrahlung bewegenden Zielvolumens mit einem
Ionenstrahl bereit gestellt. Der Ionenstrahl wird zunächst von einer Beschleunigereinrichtung erzeugt und beschleunigt und zum Zielvolumen geführt. Die Beschleunigereinrichtung umfasst insbesondere einen Kreisbeschleuniger wie ein
Zyklotron oder Synchrotron, einen Linearbeschleuniger oder eine Kombination hieraus.
Unter dem Begriff Ionenstrahl wird insbesondere ein
Protonenstrahl oder ein Strahl aus schwereren Ionen wie z.B. Sauerstoff oder Kohlenstoff verstanden. Derartige Bestrahlungsanlagen aus der Entwicklung der beiden
Anmelderinnen finden sich z.B. bei der GSI Helmholt z Zentrum für Schwerionenforschung GmbH in Darmstadt oder beim
Heidelberger Ionenstrahl-Therapiezentrum (HIT) , wo
insbesondere mit 12C-Ionen bestrahlt wird. Es sollen aber auch andere geladene hadronische Partikelstrahlen, wie Pionen etc. nicht ausgeschlossen sein. Erfindungsgemäß wird nun die Bestrahlung des Zielvolumens zeitlich in zumindest eine Radiographiephase und zumindest eine Depositionsphase unterteilt, um die Energie des
Ionenstrahls, d.h. ein- und desselben Ionenstrahls, zwischen der zumindest einen Radiographiephase und der zumindest einen Depositionsphase zeitlich zu variieren wird und zwar derart, dass
i) in der zumindest einen Radiographiephase die Reichweite des Ionenstrahls distal des Zielvolumens (in Strahlrichtung hinter dem Zielvolumen) liegt, so dass in der zumindest einen Radiographiephase der Ionenstrahl das Zielvolumen durchdringt oder durchleuchtet, um mittels des Ionenstrahls ein Ionenradiogramm des Zielvolumens
aufzunehmen, indem der das Zielvolumen durchdringende
Ionenstrahl mit einem distal des Zielvolumens angeordneten Ionenradiographiedetektor detektiert wird und
ii) in der zumindest einen Depositionsphase die Reichweite des Ionenstrahls innerhalb des Zielvolumens liegt, so dass der Ionenstrahl in dem Zielvolumen
abgestoppt wird, um eine vorbestimmte, nämlich die in dem Bestrahlungsplan geplante Dosis in dem Zielvolumen zu deponieren .
Mittels der Ionenradiographie kann die Bewegung des
Zielvolumens erfasst werden, wobei aber die Radiographie und die Deposition mit ein- und demselben Ionenstrahl, aber mit unterschiedlicher Energie und zeitlich konsekutiv durchgeführt werden. In der Radiographiephase wird die
Strahlreichweite demnach so eingestellt, dass das Bragg- Maximum distal des Patienten, genauer in dem
Ionenradiographiedetektor liegt, um die Lage des Bragg- Maximums mittels des energie- und ortsauflösenden
Ionenradiographiedetektors zu messen, indem der Ionenstrahl in dem Ionenradiographiedetektor abgestoppt wird. Hierfür wird die Energie des Ionenstrahls also in der
Radiographiephase auf eine höhere Radiographieenergie und während der Depositionsphase auf eine niedrigere
Depositionsenergie eingestellt. Der Wechsel zwischen der
Radiographiephase und der Depositionsphase besteht demnach im Umschalten der Energie des Ionenstrahls. Beispielsweise wird ein Kohlenstoff-Ionenstrahl erzeugt, welcher bei einer Energie E' im Bereich von 600 MeV/u das Zielvolumen im Wesentlichen vollständig durchdringt und mit dieser Energie E' zur Radiographie und mit einer
herabgesetzt auf eine Energie E im Bereich von 250 MeV/u zur Dosisdeposition gemäß dem Bestrahlungsplan verwendet wird . In vorteilhafter Weise kann also mit ein und demselben Ionenstrahl sowohl die Dosisdeposition als auch die
Radiographie durchgeführt werden und es ist hinreichend, lediglich die Energie zu variieren bzw. „umzuschalten". Die Variierung bzw. Umschaltung der Strahlenergie kann hierbei während der Bestrahlung, insbesondere in Echtzeit, z.B. innerhalb eines sogenannten Spills bei einer Synchroton- basierten Beschleunigereinrichtung oder in einer
Bestrahlungspause zwischen den Spills erfolgen. Das
Variieren oder Umschalten zwischen der Depositionsenergie und der Radiographieenergie ist nicht zu verwechseln mit der weitaus geringeren Änderung der Energie zur Bestrahlung verschiedener Isoenergieschichten, bei welcher die
Strahlreichweite lediglich um einige Millimeter verändert wird und welche ggf. zusätzlich durchgeführt wird. In vorteilhafter Weise können aufgrund der zeitlichen Trennung bestimmte Parameter der Deposition und der
lonenradiographie unabhängig voneinander eingestellt werden, insbesondere die laterale Abdeckung des
Zielvolumens bei einem Scannverfahren.
In vorteilhafter Weise ist mit der Erfindung eine
hochpräzise Bewegungsverfolgung möglich. Aus den Ionenradiogrammen lassen sich Reichweiteänderungen, verursacht durch die Bewegung des Zielvolumens direkt ermitteln ohne eine fehlerbehaftete Umrechnung aus der Röntgenabschwächung in die Änderung der Teilchenreichweite zu benutzen. In dem Ionenradiogramm wird die Bewegung des Zielvolumens nämlich in gleicher Weise „gesehen" wie bei der Deposition, da der Energieverlust desselben
Ionenstrahls ermittelt wird. Der einzige Unterschied zwischen der Deposition und der Radiographie ist die
Energie des Ionenstrahls, was die Unterschiede in der Wirkung der Bewegung (translatorisch, rotatorisch,
Kompression/Dilatation) minimiert. Mit anderen Worten wird bei der lonenradiographie dieselbe physikalische Wirkung der Bewegung des Zielvolumens gemessen, die auch bei der Deposition auftritt - bis auf die unterschiedliche
Ionenenergie, deren Einfluss aber sehr genau berechnet werden kann. Ferner ist im Vergleich zu konventioneller Fluoroskopie mit einer niedrigeren Dosis zu rechnen. In vorteilhafter Weise kann das Verfahren trotzdem ohne größere Umbauten der Beschleunigereinrichtung durchgeführt werden. Besonders einfach wird z.B. die
Beschleunigereinrichtung auf die höhere Radiographieenergie eingestellt und wird dann mittels eines passiven
Energiemodulators, in der Depositionsphase oder den
Depositionsphasen von der höheren Radiographieenergie auf die niedrigere Depositionsenergie herabgesetzt, indem der Ionenstrahl in dem Energiemodulator abgebremst wird.
Hiermit kann die Energie des Ionenstrahls in einfacher Weise schnell genug variiert werden, um abwechselnd den Tumor zu bestrahlen (Deposition) und die Radiographie durchzuführen sowie in Echtzeit in Ansprechen auf die Bewegung des Zielvolumens steuernd in die Bestrahlung eingreifen zu können. Z.B. wird hierfür ein digitaler, z.B. ein sich drehender tortenförmiger Energiemodulator proximal des Zielvolumens (in Strahlrichtung vor dem Zielvolumen) durchstrahlt, bei dem ein Tortenstück fehlt, um die Energie und damit die Reichweite des Strahls zwischen einer
Position im Zielvolumen und einer Position distal des
Patienten zu modulieren. Im Bereich des fehlenden
Tortenstücks bleibt die Energie des Ionenstrahls
unverändert (Radiographiephase ) und im übrigen Bereich wird die Energie des Ionenstrahls durch Abbremsung in der
Materie des Modulators auf die Depositionsenergie
herabgesetzt. Dieser insbesondere digitale Modulator ist wiederum nicht zu verwechseln mit den bekannten
Keilsystemen zum aktiven Nachführen der Strahlreichweite an die Bewegung des Zielvolumens beim Beam Tracking, welche ggf. zusätzlich vorhanden sind.
Alternativ kann die Energie durch binäre Modulatorplatten verändert werden, wie z.B. in „The PSI Gantry 2: a second generation proton scanning gantry" von Eros Pedroni et al . in Z. Med. Phys . 14 (2004), 25-34 beschrieben ist oder durch eine Variation der Einstellungen auf dem Fiat-Top bei Synchrotron-basierter Beschleunigung, wie z.B. in „Update of an Accelerator Control System for the New Treatment
Facility at HIMAC" von Y. Iwata et al . in Proceedings of EPAC08, Genoa, Italy, pp . 1800-1802 beschrieben ist, welche hiermit diesbezüglich durch Referenz inkorporiert werden. Allerdings ist es auch möglich, einen sogenannten Cyc-LINAC zu verwenden, wie z.B. in „High Frequency Linacs for
Hadrontherapy" von Ugo Amaldi et al . in Reviews of
Accelerator Science and Technology, Vol. 2 (2009), 111-131 beschrieben ist, welche hiermit diesbezüglich durch
Referenz inkorporiert wird. Bei dem Cyc-LINAC können
Reichweitensprünge in der Größenordnung wie sie zum
Umschalten zwischen der Radiographieenergie und der
Depositionsenergie notwendig sind, durch Ausschalten und
Anschalten von einzelnen Kavitäten des Linearbeschleunigers erfolgen. Die Variation der Energie wird demnach
vorzugsweise erst nach der Beschleunigung in der
Beschleunigereinrichtung (passiver Modulator) oder zum Ende der Beschleunigung (Cyc-LINAC) vorgenommen, jedenfalls vorzugsweise nicht vor der Beschleunigung.
Insbesondere ist der Ionenradiographiedetektor demnach ein energieauflösender Detektor, welcher die (Rest- ) Energie des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens misst. Hiermit kann der Energieverlust, verursacht durch das Durchdringen des Zielvolumens berechnet werden und hieraus wiederum die Wirkung der Bewegung des Zielvolumens auf die Deposition ermittelt werden.
Insbesondere wird also ein- und derselbe Ionenstrahl für die Deposition und die Ionenradiographie in dem Sinne verwendet, dass die Ionensorte und die Ladung identisch sind und lediglich die Energie unterschiedlich ist. Es wird also ein- und derselbe Ionenstrahl verwendet, dessen
Energie zeitlich konsekutiv variiert wird, nicht jedoch gleichzeitig zwei verschiedene Ionenstrahlen.
Mit anderen Worten werden die Ionenradiographie und die Deposition zeitlich nacheinander und im Rahmen dieser
Voraussetzung unabhängig voneinander durchgeführt.
Insbesondere wird in der Radiographiephase nicht deponiert und/oder in der Depositionsphase nicht
Ionen-radiographiert .
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird die Bestrahlung des Zielvolumens zeitlich in eine Mehrzahl von Radiographiephasen und eine Mehrzahl von
Depositionsphasen unterteilt,
wobei die Energie des Ionenstrahls, insbesondere während der Bestrahlung oder in einer Bestrahlungspause, zwischen den Radiographiephasen und den Depositionsphasen wechselweise hin und her geschaltet wird, derart, dass zyklisch abwechselnd:
i) in den Radiographiephasen die Reichweite des Ionenstrahls distal des Zielvolumens liegt, so dass in den Radiographiephasen der Ionenstrahl das Zielvolumen durchdringt oder durchleuchtet und mittels des Ionenstrahls Ionenradiogramme des Zielvolumens aufgenommen werden, indem der Ionenstrahl mit einem distal des Zielvolumens
angeordneten lonenradiographiedetektor detektiert wird und ii) in den Depositionsphasen die Reichweite des Ionenstrahls in dem Zielvolumen liegt, so dass der Ionenstrahl in dem Zielvolumen abgestoppt wird, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in dem Zielvolumen zu deponieren. In vorteilhafter Weise kann die zeitliche Abfolge der
Radiographiephasen an die Bewegungsphasen des Zielvolumens angepasst werden. Alternativ oder zusätzlich kann die zeitliche Abfolge der Radiographiephasen an die
Extraktionsphasen der Beschleunigereinrichtung (z.B. Spills bei einem Synchrotron) und/oder an den Ablauf der
Bestrahlung der Isoenergieschichten angepasst werden, wenn das Zielvolumen in Isoenergieschichten unterteilt ist, die sukzessive bestrahlt werden.
Wenn in den Depositionsphasen verschiedene
Isoenergieschichten des Zielvolumens mit dem Ionenstrahl angefahren werden, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in den Isoenergieschichten zu deponieren, kann z.B. zumindest vor der Bestrahlung zur Dosisdeposition jeder
Isoenergieschicht eine Radiographiemessung gemäß i) durchgeführt wird, und/oder es wird zu Beginn jeder
Bewegungsphase oder jedes Spills eine Ionen- Radiographiemessung durchgeführt .
Vorzugsweise wird die Intensität des Ionenstrahls in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Depositionsphasen erheblich höher eingestellt, als in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen, was ebenfalls in Echt zeit gesteuert werden kann. Hiermit kann in
vorteilhafter Weise die Dosisbelastung des Patienten niedrig gehalten werden.
Wenn das Zielvolumen ein sich während der Bestrahlung zyklisch bewegendes Zielvolumen ist, z.B. ein Lungentumor bei der Atmung, wird die zyklische Bewegung des
Zielvolumens in mehrere Bewegungsphasen unterteilt. In Verbindung mit der Erfindung ist es vorteilhaft, die Zeitdauer der zumindest einen Radiographiephase oder der Mehrzahl von Radiographiephasen jeweils nicht länger zu wählen als die Zeitdauer der Bewegungsphasen. Dann kann, falls gewünscht, in - vorzugsweise zu Beginn - jeder
Bewegungsphase eine Ionen-Radiographiemessung durchgeführt werden. Mit anderen Worten werden die vorstehend definierten Schritte i) und ii) in derselben Bewegungsphase durchgeführt bzw. die Radiographiephase und
Depositionsphase liegen zumindest teilweise in derselben Bewegungsphase .
In vorteilhafter Weise kann hiermit eine besonders präzise und zuverlässige Bewegungsverfolgung erzielt werden.
Besonders bevorzugt wird die Erfindung mit einer
Bestrahlung mit aktiver Nachführung des Ionenstrahls zur Kompensation der Bewegung des Zielvolumens (sogenanntes Beam Tracking) kombiniert. Vorzugsweise wird das aktive Nachführen des Ionenstrahls, d.h. das Beam Tracking, in Ansprechen auf die mittels des Ionenradiographiedetektors durchgeführte Ionen-Radiographiemessung gesteuert. Diese Steuerung des aktiven Nachführens des Ionenstrahls (Beam Tracking) in Ansprechen auf die Radiographiemessung kann ebenfalls in Echt zeit durchgeführt werden. In vorteilhafter Weise kann aufgrund der zeitlichen
Trennung der Radiographie und der Deposition der
Ionenstrahl in der Radiographiephase und in der
Depositionsphase unabhängig voneinander gesteuert werden. Insbesondere kann der Ionenstrahl in der Radiographiephase, unabhängig von der Deposition, über die laterale Ausdehnung des Zielvolumens gesteuert werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist der Ionenradiographiedetektor als ortsauflösender Detektor ausgebildet, so dass in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Radiographiephasen ein lateral zweidimensional ortsaufgelöstes Ionenradiogramm, vorzugsweise zumindest von Teilen des internen Zielvolumens (Internal Target Volume, ITV, gemäß ICRU 62) aufgenommen wird, indem eine Vielzahl von Rasterpunkten des Zielvolumens durchdrungen werden und die Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens für jeden der Rasterpunkte in dem
Ionenradiogramm ermittelt wird, um eine zumindest
zweidimensionale Karte der (Wasseräquivalent- ) Reichweite des Ionenstrahls zu erstellen. Diese Karte der Reichweite des Ionenstrahls kann z.B. als Monitoring- oder
Steuerinformation für zumindest eine nachfolgende
Depositionsphase verwendet werden.
Eine zumindest zweidimensionale Darstellung des
Zielvolumens im Ionenradiogramm ermöglicht in vorteilhafter Weise eine besonders präzise und zuverlässige Verfolgung der Bewegung des Zielvolumens.
Wenn das Bestrahlungsverfahren ein Scann-Verfahren, z.B. ein Raster-Scann-Verfahren ist, wird der Ionenstrahl als sogenannter Bleistiftstrahl (Pencil-Beam) in der zumindest einen Depositionsphase oder der Mehrzahl von
Depositionsphasen zumindest über einen Teil des klinischen Zielvolumens gescannt und in der zumindest einen
Radiographiephase oder der Mehrzahl von Radiographiephasen zumindest über einen Teil der lateralen Fläche des
Zielvolumens gewobbelt.
In vorteilhafter Weise kann hiermit trotz der Verwendung eines feinen BleistiftStrahls ein lateral zweidimensionales Ionenradiogramm aufgenommen werden. Ferner ist von Vorteil, dass das Wobbein zur Radiographiemessung unabhängig von dem Scannen bei der Deposition durchgeführt werden kann. Das ist insbesondere weiter vorteilhaft, da
Reichweitenverluste - falls gewünscht - feiner als auf Rasterpunktbasis der Deposition vorberechnet werden können. Dies hat z.B. für das Wobbein, bei dem der Strahl schnell über einen größeren Bereich gefahren wird, den Vorteil, dass mehr oder sogar alle Positionen direkt verglichen werden können, ohne auf nominelle Rasterpositionen
beschränkt zu sein. Eine feinere Auflösung kann z.B. in der Größenordnung von der CT-Voxelgröße sein. Die CT-Voxelgröße beträgt z.B. lediglich etwa 1 mm, während der Abstand der Rasterpunkte bei der Bestrahlung mit dem Scann-Verfahren typischerweise im Bereich von 2 bis 3 mm beträgt. Beim Scann-Verfahren wird in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Depositionsphasen der Ionenstrahl über das klinische Zielvolumen (sogenanntes Clinical Target Volume, CTV gemäß ICRU 50) gescannt. Bevorzugt wird in der
zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen der Ionenstrahl zumindest über einen über das klinische Zielvolumen hinausgehenden Teil der lateralen Fläche des internen Zielvolumens (ITV, gemäß ICRU 62) gewobbelt.
Durch ein solches schnelles Wobbein wird die laterale
Position des Strahls über alle Areale des internen
Zielvolumens (ITV) - und damit über die integrale
Ausdehnung des klinischen Zielvolumens in allen
Bewegungsphasen - gefahren. Dieses Wobbein des gesamten internen Zielvolumens kann in einem Zeitintervall zwischen 1 ms und 1000 ms, beispielsweise im Bereich von 10 ms,
50 ms, 100 ms oder 500 ms erfolgen, so dass in dieser Zeit ein lateral zweidimensionales Radiogramm des internen
Zielvolumens aufgenommen werden kann.
Wenn mit anderen Worten bei der Radiographiemessung ein größeres Areal bestrahlt wird, als das klinische
Zielvolumen (CTV) , insbesondere wenn zumindest das interne Zielvolumen (ITV) abgedeckt wird, das das klinischen
Zielvolumen (CTV) in allen Bewegungszuständen abbildet, kann in vorteilhafter Weise die gesamte Bewegungsamplitude des Zielvolumens abgedeckt werden.
Ferner kann eine Reichweiten-Simulationsrechnung
durchgeführt werden, um simulierte Sollwerte für die
Reichweite des Ionenstrahls zu berechnen. Während der
Bestrahlung in der Radiographiephase wird dann die
tatsächliche (Wasseräquivalent- ) Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens ermittelt und die ermittelten tatsächlichen Reichweiten werden mit den simulierten Sollwerten verglichen.
Es ist insbesondere vorteilhaft, die Reichweiten- Simulationsrechnung für eine Vielzahl von Rasterpunkten durchzuführen und eine mehrdimensionale simulierte
Sollwert-Karte (sogenannte „Range Map") der Reichweite des Ionenstrahls zu erstellen. Währens der Bestrahlung in der
Radiographiephase wird dann die tatsächliche Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens
ebenfalls für eine Vielzahl von Rasterpunkten ermittelt und hieraus ein mehrdimensionales Ionenradiogramm mit den jeweiligen tatsächlichen Reichweiten des Ionenstrahls erstellt und das Ionenradiogramm wird mit der simulierten Sollwert-Karte verglichen. Durch die Vorberechnung einer simulierten Reichweitenkarte, einer sogenannten Range Map, insbesondere einer sogenannten Digital Rekonstruierten Range Map (DRRM) und durch den entsprechenden Vergleich zwischen Messung und
Simulationsrechnung kann dabei in vorteilhafter Weise ein Abgleich zwischen der Bewegung des Zielvolumens und der Bewegung des Ionenstrahls hergestellt werden, bei dem potentiell nicht nur Parameter in Bezug auf die Bewegung und Reichweiteänderung akquiriert werden können, sondern auch über die Interferenz zwischen beiden, insbesondere das Interplay oder Muster.
Gemäß einer weiter bevorzugten Ausführungsform der
Erfindung wird mit einem entsprechenden internen oder externen Bewegungsmesssystem (manchmal auch als
Bewegungssensor bezeichnet) die Bewegung des Zielvolumens bzw. ein Bewegungssurrogat gemessen. Erfindungsgemäß werden die Messergebnisse mit den mittels des
Ionenradiographiedetektors aufgenommenen Ionenradiogrammen automatisch, z.B. von einem entsprechend programmierten Mikrocomputer verknüpft und die Bestrahlung wird in
Ansprechen auf die verknüpften Daten gesteuert. Es kann aber auch in einfacher Weise der Wechsel zwischen den Radiographiephasen und den Depositionsphasen in
Ansprechen auf die Messergebnisse des Bewegungsmesssystems gesteuert werden. Z.B. wird als eine Kombination mit dem externen
Bewegungssurrogat, die SurrogatInformation verwendet, um eine Bewegungsphase zu bestimmen, in der per Radiogramm verifiziert wird, ob sich das klinische Zielvolumen (CTV) oder einzelne Teststellen des klinischen Zielvolumens (CTV) an der geplanten Position befinden. Ferner kann das Zielvolumen in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen aus mehr als einer Richtung bestrahlt werden und hiermit wird zumindest ein örtlich mehr als zweidimensionales Ionenradiogramm („2. SD- Erfassung" ) aufgenommen. Dies ist für Bestrahlungsplätze vorteilhaft, welche mehr als ein Strahlrohr haben. Hier ist es möglich, Radiogramme aus mehr als einer Richtung zu aufzunehmen und damit eine 2.5D-Erfassung zu ermöglichen. An einer Gantry ist ferner eine „RapicArc" analoge
Bestrahlung denkbar, so dass in diesem Fall innerhalb der Bestrahlungsdauer auch hier Radiogramme aus
unterschiedlichen Richtungen aufgenommen werden können und durch geeignete Rekonstruktionsalgorithmen somit eine
3D-Bewegung plus Reichweite konstruiert werden kann. Damit ist auch die Aufnahme eine 4DIonenCTs möglich.
Insgesamt liefert dies eine sehr umfassende Information über die Bewegung des Zielvolumens.
Zusammenfassend sollten die erhobenen Daten in Bezug auf die Erwartung in Echtzeit ausgewertet werden, wozu die aus der Fluoroskopie bekannten Methoden verwendbar sind, d.h. unter anderem ein Vergleich zwischen Messung und Digital
Rekonstruierter Range Map (DRRM) (auch in 4D, d.h. ein DRRM pro Bewegungsphase des 4DCT) oder es werden
Korrelationsmodelle zwischen Radiographie und anderen
Surrogaten bzw. parallel aufgenommenen
Fluoroskopie/Radiographie-Daten verwendet . Gemäß einem einfachen Aspekt der Erfindung wird in
Ansprechen auf das aufgenommene Ionenradiogramm bei
Überschreiten vorbestimmter Grenzwerte, z.B. beim Vergleich zwischen Reichweitensimulation und Energieverlustmessung, ein Interlocksignal generiert, mittels welchem die
Bestrahlung unterbrochen wird.
Prinzipiell beschränkt die sich die Erfindung also nicht auf reines Bewegungsmonitoring, sondern es ist auch eine Verifikation der gewonnen DRRMs möglich, so dass z.B. bei zu großen Abweichungen die Bestrahlung unterbrochen und ggf. sogar neu geplant werden kann. Hierbei ist die
Erfindung besonders vorteilhaft, da der
Ionenradiographiedetektor die Ionenenergie misst und dadurch mit der Teilchenreichweite ein für die Dosis relevanter Faktor direkt erfasst wird (im Gegensatz zu den Verfahren, die lediglich Ersatzgrößen erfassen) . Je nach Kontrast in der bestrahlten anatomischen Region können auch Marker (Goldkugeln, Carbonkugeln, etc.) implantiert werden, um sichtbare Punkte im Ionenradiogramm zu definieren. Die Erfindung ist ferner auch bei inter- fraktionär bewegten oder bei statischen Kopf-Hals
Bestrahlungen anwendbar, um z.B. die Lagerung zu
ermöglichen oder ein Interlock Signal zur Verfügung zu stellen, falls es unerwartet doch zu Bewegungen kommt.
Erfindungsgemäß wird auch eine Bestrahlungsanlage zur Bestrahlung eines sich bewegenden Zielvolumens mit einem Ionenstrahl bereit gestellt, mit welcher das vorstehend beschriebene Verfahren durchgeführt werden kann. Hierzu umfasst die Bestrahlungsanlage:
eine Beschleuniger- und Strahlführungseinrichtung zur Erzeugung und Beschleunigung eines Ionenstrahls sowie zum Führen und Richten des Ionenstrahls auf das
Zielvolumen,
eine Steuereinrichtung zur Steuerung der Bestrahlungsanlage,
eine Einrichtung zum zeitlichen Variieren der Energie des Ionenstrahls während der Bestrahlung oder in einer Bestrahlungspause zwischen zumindest einer
Radiographiephase und zumindest einer Depositionsphase, insbesondere zusätzlich zu der Reichweitenveränderung für die Dosisdeposition in verschiedenen Isoenergieschichten, mittels welcher Einrichtung
i) in der zumindest einen Radiographiephase die Energie des Ionenstrahls auf eine höhere
Radiographienergie eingestellt wird, bei welcher die
Reichweite distal des Zielvolumens bzw. distal des
Patienten (in Strahlrichtung hinter dem), genauer in dem Ionenradiographiedetektor , liegt, so dass der Ionenstrahl das Zielvolumen durchdringt oder durchleuchtet,
ii) in der zumindest einen Depositionsphase die Energie des Ionenstrahls auf eine niedrigere
Depositionsenergie eingestellt wird, bei welcher die
Reichweite innerhalb des Zielvolumens liegt und der
Ionenstrahl in dem Zielvolumen abgestoppt wird, um die geplante Dosis in dem Zielvolumen zu deponieren, und
einen distal des Zielvolumens angeordneten
Ionenradiographiedetektor zum Aufnehmen von
Ionenradiogrammen des Zielvolumens, indem der das
Zielvolumen durchdringende Ionenstrahl in der Radiographiephase in dem Ionenradiographiedetektor
abgestoppt und detektiert wird.
Vorzugsweise schaltet die Einrichtung zum zeitlichen
Variieren der Energie des Ionenstrahls, insbesondere während der Bestrahlung oder in einer Bestrahlungspause - und zusätzlich zur Reichweitenveränderung zum Anfahren der Isoenergieschichten in der Depositionsphase - in einer zyklischen Abfolge einer Mehrzahl von Radiographiephasen und einer Mehrzahl von Depositionsphasen die Energie des
Ionenstrahls wechselweise zwischen der Radiographieenergie und der Depositionsenergie hin und her.
Der Ionenradiographiedetektor weist insbesondere eine zeitliche Auflösung auf, die ausreichend ist, um in jeder
Radiographiephase ein neues Radiogramm zu erzeugen, um ggf. die Bestrahlung in Echtzeit steuern zu können.
Die Steuereinrichtung steuert die Bestrahlungsanlage vorzugsweise derart, dass in den Depositionsphasen
verschiedene Isoenergieschichten des Zielvolumens mit dem Ionenstrahl angefahren werden, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in den Isoenergieschichten zu deponieren und
zumindest vor der Bestrahlung zur Dosisdeposition jeder Isoenergieschicht eine Radiographiemessung mit dem
Ionenradiographiedetektor durchgeführt wird.
Vorzugsweise wird ein passiver Energiemodulator verwendet, wobei der Ionenstrahl von der Beschleunigereinrichtung zunächst mit der Radiographieenergie erzeugt wird und in der Depositionsphase durch Abbremsung im Material des
Energiemodulators auf die Depositionsenergie herabgesetzt wird. Der passive Energiemodulator ist z.B. eine runde Scheibe mit einem tortenstückförmigen Ausschnitt und rotiert im Ionenstrahl, so dass der Ionenstrahl zyklisch abwechselnd das Material der Scheibe durchdringt und dabei auf die Depositionsenergie abgebremst wird
(Depositionsphase ) oder ungebremst durch den
tortenstückförmigen Ausschnitt passiert
(Radiographiephase ) . Ferner vorzugsweise steuert die Steuereinrichtung die
Bestrahlungsanlage dergestalt, dass die Intensität des Ionenstrahls bei der Deposition in dem Zielvolumen höher ist als bei der Radiographiemessung, um die zusätzliche Strahlenbelastung aufgrund der Radiographiemessung für den Patienten niedrig zu halten.
Vorzugsweise unterteilt ein Mikrocomputer in der
Vorbereitung der Bestrahlung die Bewegung eines sich zyklisch bewegenden Zielvolumens, z.B. durch Atmung, in mehrere Bewegungsphasen. Wenn ein tortenförmiger
Energiemodulator verwendet wird, sind dessen Form und
Rotationsgeschwindigkeit vorzugsweise an die Zeitdauer der Bewegungsphasen so angepasst, dass die Zeitdauer der
Radiographiephasen kürzer ist als die Zeitdauer der
Bewegungsphasen.
Wenn eine Einrichtung zum aktivem Nachführen des
Ionenstrahls zur Kompensation der Bewegung des Zielvolumens (Beam Tracking) vorhanden ist, steht die Steuereinrichtung vorzugsweise hiermit in Wirkverbindung, um das Beam
Tracking in Ansprechen auf die mittels des Ionenradiographiedetektors aufgenommenen Ionenradiogramme zu steuern.
Der Ionenradiographiedetektor ist bevorzugt ein energie- und ortsauflösender Detektor der jeweils ein energie- und lateral zweidimensional ortsaufgelöstes Ionenradiogramm zumindest von Teilen des internen Zielvolumens (ITV) aufnimmt. Eine Recheneinrichtung ermittelt dann die
Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des
Zielvolumens für jeden der Rasterpunkte und erstellt eine zweidimensionale Karte der Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens.
Die vorzugsweise umfasste Scann-Einrichtung zum Scannen des Ionen-BleistiftStrahls (Durchmesser typischerweise einige Millimeter) wird von der Steuereinrichtung so gesteuert, dass der Ionenstrahl zur Dosisdeposition zwei- oder
dreidimensional über das Zielvolumen gescannt wird und zur Radiographie zumindest über einen Teil der lateralen Fläche des Zielvolumens unabhängig von dem Scannen zur Deposition, weil zeitlich konsekutiv, gewobbelt wird. Zum Scannen und Wobbein können dieselben Scannmagnete verwendet werden, es ist aber denkbar separate Magnete für das Wobbein
einzubauen, z.B. wenn die Scannmagnete für das Wobbein nicht schnell genug sind.
Die Steuereinrichtung steuert die Scanneinrichtung (mit oder ohne separate Wobbling-Magnete ) z.B. so, dass der Ionenstrahl bei der Dosisdeposition über das klinische Zielvolumen (CTV, ICRU 50) gescannt wird und beim
Radiographieren über eine größere laterale Fläche als das klinische Zielvolumen, insbesondere über das interne
Zielvolumen (ITV, ICRU 62) gewobbelt wird.
Die vorstehend beschriebene Reichweiten-Simulationsrechnung wird typischerweise von einem entsprechend programmierten Mikrocomputer durchgeführt, welcher auch den Vergleich mit den tatsächlich ermittelten Reichweiten durchführt und anschließend, vorzugsweise in Echtzeit, Steuersignale erzeugt, mit denen z.B. die Bestrahlung adaptiert oder unterbrochen wird. Gleiches gilt für die Ausführungsform bei welcher die mehrdimensionalen tatsächlich gemessenen Radiogramme mit der simulierten Sollwert-Karte verglichen werden . Insbesondere nimmt die Steuereinrichtung die Messergebnisse des Bewegungsmesssystems und die Ionenradiogramme des Ionenradiographiedetektors auf, verknüpft automatisch die Messergebnisse und die Ionenradiogramme und steuert
anschließend die Bestrahlung in Ansprechen auf diese verknüpften Daten.
Alternativ steuert die Steuereinrichtung den Wechsel zwischen den Radiographiephasen und den Depositionsphasen in Ansprechen auf die Messergebnisse des
Bewegungsmesssystems.
Weiter vorzugsweise weist die Bestrahlungsanlage mehrere Strahlrohre und/oder eine drehbare Gantry auf, womit das Zielvolumen aus mehr als einer Richtung bestrahlt werden kann, um ein örtlich mehr als zweidimensionales
Ionenradiogramm aufzunehmen. Das erfindungsgemäße Verfahren und die Bestrahlungsanlage sind insbesondere ausgebildet für die Tumortherapie. Sie können aber auch eingesetzt werden, um ein Zielvolumen zu bestrahlen, welches nicht einem menschlichen oder
tierischen Körper angehört. Z.B. kann ein Phantom,
insbesondere mit einem Zielvolumen zur Bewegungssimulation bestrahlt werden.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand von
Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert, wobei gleiche und ähnliche Elemente teilweise mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und die Merkmale der verschiedenen Ausführungsbeispiele miteinander kombiniert werden können.
Kurzbeschreibung der Figuren
Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung zur Bestrahlung
eines bewegten Zielvolumens mit einem
aufgestreuten Ionenstrahl
Fig. 2 eine schematische Darstellung zur Bestrahlung
eines bewegten Zielvolumens mit einem gescannten Ionenstrahl
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsanlage mit einem aufgestreuten
Ionenstrahl gemäß Stand der Technik
Fig. 4 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsanlage mit einem gescannten Ionenstrahl gemäß Stand der Technik
Fig. 5 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsanlage mit einem gescannten Ionenstrahl und einem Energiemodulator gemäß einer Ausführungsform der Erfindung
Fig. 6 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsanlage mit gescanntem Ionenstrahl und einem Energiemodulator gemäß einer weiteren
Ausführungsform der Erfindung
Fig. 7 eine schematische Darstellung einer
Bestrahlungsanlage mit einem nachgeschalteten
Linearbeschleuniger gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung
Fig. 8 eine schematische Darstellung der Bestrahlung eines Zielvolumens kombiniert mit einem
BewegungsmessSystem
Fig. 9 eine schematische Darstellung einer Bestrahlung eines Zielvolumens aus zwei unterschiedlichen
Richtungen
Fig. 10 eine schematische Darstellung einer Bestrahlung eines Zielvolumens mit rotierender Gantry
Fig. 11 eine Darstellung des Zeitablaufs der
Radiographiephasen und Depositionsphasen gemäß einer Ausführungsform der Erfindung
Fig. 12 eine Darstellung der Radiographiephasen und
Depositionsphasen gemäß einer weiteren
Ausführungsform der Erfindung
Fig. 13 eine Darstellung der Radiographiephasen und
Depositionsphasen gemäß einer weiteren
Ausführungsform der Erfindung
Fig. 14 ein Ablaufschema einer Bestrahlung gemäß einer
Ausführungsform der Erfindung
Fig. 15 ein Ablaufschema einer Echt Zeitauswertung mit
DRRM gemäß einer Ausführungsform der Erfindung Fig. 16 ein Ablaufschema einer Kombination der
Bestrahlung mit Surrogatmessung gemäß einer
Ausführungsform der Erfindung Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Fig. 1 zeigt einen Tumor als klinisches Zielvolumen 12 (CTV) gemäß ICRU 50 in einer Referenzbewegungsphase 12a. Der Tumor 12 bewegt sich innerhalb einer Einhüllenden innerhalb derer beispielhaft die Bewegungszustände 12a, 12b, 12c und 12d abgebildet werden. Die Einhüllende bildet das interne Zielvolumen 14 (internal target volume, ITV) gemäß ICRU 62.
Um mittels der Radiographiemessung mit dem
lonenradiographiedetektor 20 Informationen über
Reichweitenverteilung im gesamten internen Zielvolumen 14 zu erhalten, sind bei einer passiven Bestrahlung mit aufgestreutem Ionenstrahl 16 in der Regel keine weiteren Maßnahmen erforderlich, da ohnehin das gesamte interne Zielvolumen 14 gleichzeitig bestrahlt wird.
Fig. 2 zeigt die Bestrahlung des klinischen Zielvolumens 12 mit einem gescannten Ionenstrahl 18. Um mittels der
Radiographiemessung mit dem lonenradiographiedetektor 20 Informationen über Reichweitenverteilung im gesamten internen Zielvolumen 14 zu erhalten, wird der Ionenstrahl hierbei über das gesamte interne Zielvolumen 14 gewobbelt, was schematisch durch die gepunkteten Pfeile 18
symbolisiert ist. Beim Wobbein wird der feine
Bleistiftstrahl schnell über die laterale Ausdehnung des gesamten internen Zielvolumens 14 gefahren, wovon in Fig. 2 nur eine Dimension dargestellt ist, da die zweite laterale Dimension senkrecht zur Zeichenebene liegt.
Gegebenenfalls wird die gemessene Reichweitenverteilung z.B. mit einer Digital Rekonstruierten Range Map (DRRM) verglichen. Alternativ kann aber auch durch Vergleich der mittels des Ionenradiographiedetektors 20 durchgeführten Radiographiemessung an der aktuellen Rasterposition oder an mehreren repräsentativ angefahrenen Rasterpositionen mit einer DRRM Information über die aktuelle Strahlposition bzw. verschiedenen Strahlpositionen gewonnen werden.
Mit anderen Worten ist in den Digital Rekonstruierten Range Maps (DRRM) der erwartete Reichweiteverlust des
Radiographiestrahls , der aus seiner bestimmten Richtung an einer bestimmten Position mit einer bestimmten Energie durch ein CT (oder eine Phase eines 4D-CTs) gestrahlt wird, für eine Vielzahl von Strahlen gespeichert. Während der Radiographie werden die Messwerte der Radiographiemessung mit der DRRM verglichen. Hiermit wird z.B. die
Bewegungsphasenbestimmung eines Bewegungssurrogats
verifiziert oder es wird eine unabhängige Festlegung der Bewegungsphase in Ansprechen auf die Radiographiemessung vorgenommen .
Fig. 3 zeigt eine bekannte Bestrahlungsanlage 1 mit einer Beschleunigereinrichtung 22 umfassend ein Zyklotron 24 und eine Strahlführungseinrichtung 26. Der Ionenstrahl 16 wird mit einem Streusystem 28 (scattering System) aufgestreut. Anschließend wird die Reichweite mit einem
Reichweitenmodulator 30 (ränge modulator ) und einem
Reichweitenschieber 32 (ränge shifter) verbreitert. Nachfolgend wird der aufgestreute Ionenstrahl 16 mit einem Kollimator 34 auf die Ausdehnung des internen Zielvolumens kollimiert. Das Dosisfeld wird mittels eines Kompensators 36 an die distale Kontur des Zielvolumens angepasst. Der ursprünglich feine Ionenstrahl 16, so wie er aus der
Beschleunigereinrichtung 22 emittiert wird, wird durch das Streusystem sowie diverse sich anschließende passive
Strahlformungseinrichtungen an das Zielvolumen angepasst. Es handelt sich hierbei um ein vollständig passives
Strahlmodellierungssystem.
Fig. 4 zeigt eine bekannte Bestrahlungsanlage 1 mit einem intensitätsgesteuerten magnetischen Scannsystem, so wie es z.B. bei der GSI in Darmstadt eingesetzt wird. Die
Beschleunigereinrichtung 22 umfasst in diesem Beispiel ein Synchrotron 24' sowie eine Strahlführungseinrichtung 26, welche den Ionenstrahl in die Bestrahlungskammer (nicht dargestellt) führt, um dort das Zielvolumen 12 zu
bestrahlen. Der feine Ionenstrahl 18, auch als Pencil Beam (deutsch: Bleistiftstrahl ) wird von einer Scanneinrichtung 38, welche schnelle Scannmagnete 38a, 38b zum Scannen des Ionenstrahls 18 in X- und Y-Richtung umfasst, über die laterale Ausdehnung des Zielvolumens gescannt. Um das Zielvolumen dreidimensional abzuscannen wird der Bragg-Peak über eine Mehrzahl von Isoenergieschichten 13a bis 13i gescannt. Der Ionenstrahl 18 ist z.B. ein 80 bis 430 MeV/u 12C-Ionenstrahl . Die entsprechenden Strahlparameter des Ionenstrahls 18, werden vom Synchrotronkontrollsystem 40 gesteuert und gepulst von dem Synchrotron 24' bereit gestellt. Typischerweise werden diese Isoenergieschichten
13a bis 13i von distal (höchste Energie, Emax) nach proximal (niedrigste Energie, Emin ) abgescannt. Das Abscannen des Zielvolumens 12 wird zunächst in einer Vorbereitungsphase, der sogenannten Bestrahlungsplanung, vorbereitet, in welcher ein Bestrahlungsplan berechnet und festgelegt wird, welcher im Therapiekontrollsystem 42 hinterlegt ist. Das Therapiekontrollsystem 42 steht in wechselweiser
Wirkverbindung mit dem Synchrotronkontrollsystem 40 und steuert unter anderem die Leistungsversorgung 44 der
Scanneinrichtung 38, um den jeweiligen Rasterpunkt für die Dosisdeposition anzusteuern. Ferner wird die Strahlposition mit einem Strahlpositionsmonitor 46 überwacht und an das Therapiekontrollsystem 42 übermittelt.
Bezug nehmend auf Fig. 5 ist eine Bestrahlungsanlage mit Scannsystem 38 entsprechend Fig. 4 dargestellt, wobei nun erfindungsgemäß ein tortenförmiger Energiemodulator 48 proximal des Zielvolumens bzw. proximal des
Strahlpositionsmonitors 46 angeordnet ist. In diesem
Beispiel ist der Energiemodulator 48 distal der
Scanneinrichtung 38 angeordnet. Die eigentliche Bestrahlung des Zielvolumens 12, d.h. die Dosisdeposition wird mit einer Therapieenergie bzw. Depositionsenergie E
durchgeführt. Die Beschleunigereinrichtung 22 liefert allerdings die erheblich höhere Radiographieenergie E'= E + dE, wobei dE dem Energieverlust beim Durchstrahlen des tortenförmigen Energiemodulators 48 entspricht. Der
Energiemodulator 48 rotiert, um die zeitliche Abfolge zwischen Depositionsphasen und Radiographiephasen zu definieren. In den Zeiten, in denen der Energiemodulator durchstrahlt wird, nämlich in dem massiven Bereich 48a in dem sich das Modulationsmaterial befindet, moduliert der Energiemodulator 48 die Ionenstrahlenergie von der
Radiographieenergie E' auf die Depositionsenergie E herunter, so dass das Zielvolumen wie üblich bestrahlt werden kann, was durch die durchgezogene Linie 50
repräsentiert ist. In dem Zeitintervall , in dem der
Ionenstrahl die Aussparung 48b des Energiemodulators passiert, tritt kein Energieverlust dE auf, so dass am
Patienten die Radiographieenergie E'= E + dE ankommt. Die Radiographieenergie E' bzw. der Energieverlust dE wird ausreichend groß gewählt, so dass das Zielvolumen und im Fall einer therapeutischen Bestrahlung, der gesamte Patient von dem Ionenstrahl vollständig durchdrungen wird, was durch die gestrichelte Linie 52 repräsentiert ist. In diesem Fall kann mit dem orts- und energieauflösenden lonenradiographiedetektor 20, welcher distal des
Zielvolumens 12 angeordnet ist und eine Größe besitzt, welche zumindest das gesamte interne Zielvolumen abdecken sollte, ortsaufgelöst der Energieverlust im Zielvolumen 12 bzw. im Patienten gemessen werden. Folglich wird in dieser Radiographiephase mit der Radiographieenergie E' eine
Ionen-Radiographiemessung mit dem lonenradiographiedetektor 20 durchgeführt. Beispielsweise beträgt die
Radiographieenergie etwa E' = 600 MeV/u, die
Depositionsenergie etwa E = 250 MeV/u und der
Energieverlust in dem Energiemodulator etwa dE = 350 MeV/u. Der orts- und energieauflösende lonenradiographiedetektor 20 in diesem Beispiel umfasst einen Stapel von bis zu 61 parallelen Ionisationskammern zwischen denen jeweils
Absorberplatten aus PMMA eingesetzt sind. Die Dicke der Absorberplatten wird je nach Anforderung zwischen 0,5 mm und 5 mm gewählt. Der lonenradiographiedetektor 20 kann ferner einen festen oder variablen Vorabsorber umfassen, welcher die Wasseräquivalent-Reichweite um 90 mm bzw. bis zu 90 mm herabsetzt. Die aktive Fläche des
Ionenradiographiedetektors 20 beträgt beispielsweise
300 x 300 mm2, um zumindest ein Messfeld von 200 x 200 mm2 für den Ionenstrahl 18 bereit zu stellen.
Der Energiemodulator 48 steht in Wirkverbindung mit der Steuereinrichtung 39 der Bestrahlungsanlage 1. Die
Steuereinrichtung 39 kann die Rotation des
Energiemodulators 48 steuern und/oder der Energiemodulator 48 gibt eine Rückmeldung über seine jeweilige
Winkelposition an die Steuereinrichtung 39, unter anderem um die Steuerung der Beschleunigereinrichtung 22, der Scanneinrichtung 38 und die mittels des rotierenden
Energiemodulators 48 definierten Radiographiephasen und Depositionsphasen zeitlich aufeinander abzustimmen bzw. zu synchronisieren .
Die Bestrahlungsanlage 1 umfasst zusätzlich noch ein an sich bekanntes Bewegungsmesssystem 54, welches eine
Information über die Bewegung des Zielvolumens 12 an die Steuereinrichtung 39 übermittelt. Dies kann eine direkte Bewegungsinformation mit einem internen Bewegungsmesssystem oder eine SurrogatInformation mit einem externen
Bewegungsmesssystem sein.
In Bezug auf die Verwendung des zusätzlichen internen oder externen Bewegungsmesssystems 54 kommen z.B. folgende Systeme in Betracht. Als internes Bewegungsmesssystem:
• kV/MV Imaging (Photonen) Fluoroskopie
o mit implantierten Markern
o ohne implantierte Marker
• implantierte elektromagnetische Transponder • Ultraschall
und als externes Bewegungsmesssystems zur Messung eines Bewegungssurrogats :
• Messung des Patientenatems:
o Volumenmessung
o Temperaturmessung
o Messung der Luftflussgeschwindigkeit
• Messung Patientenoberfläche
o Filmen aufgebrachte Marker (z.B. Infrarotemitter) o Stereokamera zum Filmen der Körperoberfläche
Es können auch verschiedene Bewegungsmesssysteme kombiniert werden .
Bezug nehmend auf Fig. 6 ist eine alternative
Ausführungsform der Erfindung dargestellt, bei welcher der Energiemodulator proximal der Scanneinrichtung 38
angeordnet ist. In diesem Beispiel ist der Energiemodulator als binäre Energiemodulatorplatte 48' ausgebildet, welche die Reduktion der Strahlenergie von der Radiographieenergie auf die Depositionsenergie durch Herein- und Herausfahren der Energiemodulatorplatte 48' in bzw. aus dem Strahlengang des Ionenstrahls 18 definiert. Durch das Herausfahren der Energiemodulatorplatte 48' wird die Strahlenergie von der Depositionsenergie E auf die Radiographieenergie E'= E + dE erhöht, so dass das Zielvolumen 12 bzw. bei der
Tumortherapie der gesamte Patient vom Ionenstrahl
durchdrungen wird, um die Radiographiemessung durchführen zu können. Durch Hereinfahren der Energiemodulatorplatte 48' wird die von der Beschleunigereinrichtung gelieferte Radiographieenergie E' um dE auf die Depositionsenergie E herabgesetzt, um das Zielvolumen 12 so zu bestrahlen, dass die in dem Bestrahlungsplan festgelegte Dosis deponiert wird, was in Fig. 6 durch die durchgezogene Linie 50 repräsentiert ist, wobei hier beispielhaft die von distal gesehen vierte Isoenergieschicht 13d bestrahlt wird. Da in diesem Beispiel der Energiemodulator 48' proximal der Scanneinrichtung 38 angeordnet ist, müssen die
Scanneinrichtung 38 und ggf. noch weitere distal des
Energiemodulators 48' angeordnete Magnete der Strahlführung nachjustiert werden. Dies kann in Echtzeit mit entsprechend schnellen MagnetSystemen, gesteuert durch die
Steuereinrichtung 39, realisiert werden. Die Positionierung des Energiemodulators vor der Scanneinrichtung 38 hat den Vorteil einer niedrigeren Patientenbelastung durch
Fragmente, welche im Energiemodulator erzeugt werden. Die Positionierung des Energiemodulators distal der
Scanneinrichtung bzw. vor dem Patienten, wie in Fig. 5 dargestellt, hat den Vorteil, dass auf ein entsprechendes Nachregeln der Scanneinrichtung 38 und weiterer
Strahlführungselemente verzichtet werden kann.
Fig. 7 zeigt eine weitere Ausführungsform, bei welcher die Energievariation zwischen der Radiographieenergie und der Depositionsenergie von der Beschleunigereinrichtung 22 durchgeführt wird. Hierzu eignet sich z.B. ein Zyklotron 24 mit nachgeschaltetem Linearbeschleuniger 58. Im Übrigen entspricht der Aufbau im Wesentlichen demjenigen in Fig. 5 und 6. Im Unterschied zu den in Fig. 5 und 6 verwendeten passiven Energiemodulatoren 48, 48' kann die
Energievariation zwischen der Depositionsenergie und der Radiographieenergie in diesem Beispiel mit dem
nachgeschalteten Linearbeschleuniger 58 bewerkstelligt werden. Für die Depositionsphase werden eine oder mehrere der Beschleunigerkavitäten 58a bis 58g abgeschaltet, um die Energie des Ionenstrahls von der Radiographieenergie auf die Depositionsenergie herabzusetzen. Hierzu kann z.B. der Cyc-LINAC verwendet werden, welcher in dem vorstehend zitierten Review Artikel von Ugo Amaldi et al beschrieben ist .
Fig. 8 zeigt die Kombination des Bewegungsmesssystems 54 mit der Radiographiemessung mittels des
Radiographiedetektors 20 gemäß der vorliegenden Erfindung.
Das an sich bekannte Bewegungsmesssystem 54 übermittelt die Daten über die Bewegung des Zielvolumens an die
Steuereinrichtung 39. Der Ionenradiographiedetektor 20 nimmt in der Radiographiephase mittels des das Zielvolumen 12 bzw. den Patienten 15 durchstrahlenden Ionenstrahls 18 Ionenradiogramme des Zielvolumens (und des umgebenden Gewebes) auf. Die Steuereinrichtung 39 vergleicht die Ionenradiographiemessungen 60 mit den Messungen des
Bewegungsmesssystems 54, welches z.B. ein Surrogat in Form eines Stereokamerabildes der Patientenbrust sein kann. Mit dem Bewegungsmesssystem 54 kann zunächst in an sich
bekannter Weise die Bewegungsphase des Patienten bestimmt werden. Wenn die Steuereinrichtung 39 feststellt, dass die mittels des Bewegungsmesssystems 54 bestimmte
Bewegungsphase - welche in die Strahlapplikation 62, z.B. das Gating oder Beam Tracking einfließt - mit den in dieser Bewegungsphase erwarteten lonenradiographieergebnissen übereinstimmt, wird die Bestrahlung fortgesetzt. Wenn andererseits das Ionenradiographieergebnis vorbestimmte Schwellwerte der Übereinstimmung mit den erwarteten
lonenradiographieergebnissen übersteigt, bricht die Steuereinrichtung 39 die Strahlapplikation 62 ab oder adaptiert diese.
Fig. 9 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, bei welcher das Zielvolumen 12 bzw. der Patient 15 aus zwei unterschiedlichen Richtungen mit dem Ionenstrahl 18
bestrahlt wird. Zur Aufnahme der Ionenradiogramme sind entsprechend zwei Ionenradiographiedetektoren 20
vorgesehen. Wenn wie in dem vorliegenden Beispiel aus zumindest zwei verschiedenen Richtungen mit dem Ionenstrahl 18 bestrahlt wird, stehen Ionenradiogramme aus
verschiedenen Richtungen zur Verfügung. Die mit den
Ionenradiographiemessungen 60 aus zumindest zwei
verschiedenen Richtungen gewonnene Information ist einer rein zweidimensionalen Information eines einzelnen
Radiogramms überlegen, stellt jedoch noch keine volle dreidimensionale Radiographieinformation dar. Daher wird diese Art der Bestrahlung als 2.5D-Radiographie bezeichnet. In jedem Fall kann die Strahlapplikation 62 selektiv mit dem jeweiligen Ionenradiogramm gesteuert werden.
Fig. 10 zeigt ein Ausführungsbeispiel mit einer rotierenden Gantry, wobei die Rotation der Strahlapplikation 62 mit dem Pfeil 64 symbolisiert ist. Der Ionenradiographiedetektor 20 wird entgegengesetzt der Strahlapplikation ebenfalls mit der Gantry (nicht dargestellt) mitrotiert, was mit dem Pfeil 66 symbolisiert ist. Hiermit können folglich ähnlich dem sogenannten RapidArc-Verfahren (Photonen) der
Strahlaustritt und der Ionenradiographiedetektor 20 während der Radiographiebestrahlung um den Patienten gedreht werden, so dass 3D-Ionenradiogramme ähnlich wie bei einem Röntgen-CT erstellt werden können, allerdings hier zusätzlich mit der dem Ionenradiogramm inhärenten
ReichweitenInformation .
Fig. 11 zeigt ein Ausführungsbeispiel für eine zeitliche Abfolge der Radiographiephasen und Depositionsphasen . Der oberste Graph 72 zeigt die Energie des Ionenstrahls, welche zwischen Radiographiephasen 74 mit höherer
Radiographieenergie und Depositionsphasen 76 mit
niedrigerer Depositionsenergie zyklisch hin- und
hergeschaltet wird. Gegenläufig zur Energie 72 des
Ionenstrahls wird die Intensität 78 des Ionenstrahls gesteuert, d.h. dass in den Radiographiephasen 74 eine geringere Intensität des Ionenstrahls appliziert wird als in den Depositionsphasen 76. Daher ist die
Strahlenbelastung bei dem erfindungsgemäßen Verfahren vorteilhafterweise relativ niedrig. Der Faktor um den die Ionenstrahlintensität in der Radiographiephase gegenüber der Depositionsphase reduziert werden kann, hängt z.B. von der Geschwindigkeit der Wobbling-Magnete und der
Charakteristik des Radiographiedetektors 20 ab. Je
langsamer die Wobbling-Magnete und der
Ionenradiographiedetektor 20 arbeiten, desto größer kann in der Regel die Intensitätsreduktion gewählt werden.
Grundsätzlich erscheint eine Reduktion der Intensität in der Radiographiephase gegenüber der Depositionsphase um Faktor 10 bis 100 möglich.
In dem in Fig. 11 dargestellten Beispiel ist der Zyklus des Wechsels zwischen den Radiographiephasen und den
Depositionsphasen auf das Scannen des Zielvolumens 12 mit der Scanneinrichtung 38 zur Deposition abgestimmt. Zum Beispiel erfolgt der Wechsel von der Depositionsphase 76 in die Radiographiephase 74 nach einer vorgegebenen Anzahl von bestrahlten Rasterpunkten, z.B. nach 100 Rasterpunkten. Somit entspricht die Zeitdauer der Depositionsphase 76 der Zeitdauer der Bestrahlung von 100 Rasterpunkten. Die
Zeitdauer der Radiographiephasen 74 wird deutlich kürzer gewählt, als die Zeitdauer der Depositionsphasen 76.
Das gezeigte Beispiel bezieht sich auf eine
Bestrahlungsanlage 1 mit einem Synchrotron 24'. Wie der Fachmann weiß, wird der Ionenstrahl aus einem Synchrotron in sogenannten Spills diskontinuierlich extrahiert, wobei die Spills mit 80 und die Spillpausen mit 82 bezeichnet sind. Die Bewegung des Zielvolumens 12 ist in elf
Bewegungsphasen 12a bis 12k unterteilt, welche in diesem Beispiel in zwei Spills hineinragt. Der Bewegungszyklus 12a bis 12k endet in diesem Beispiel bei tBwp an der
gestrichelten Linie 84, an welcher ein neuer
Bewegungszyklus mit der ersten Bewegungsphase 12a beginnt, usw. Soweit sich die Bewegung des Zielvolumens 12 auf die Atmung eines Patienten bezieht, dauert ein Bewegungszyklus (Atemzyklus) typischerweise im Bereich von 5 Sekunden.
Fig. 12 zeigt einen alternativen Zyklus an
Radiographiephasen 74 und Depositionsphasen 76, wobei der Radiographie-Depositions-Zyklus an die Bewegungsphasen 12a bis 12k angepasst ist, bzw. mit den Bewegungsphasen
synchronisiert ist. Der Wechsel von einer Depositionsphase 76 in eine Radiographiephase 74 erfolgt zeitgleich mit dem Wechsel von einer Bewegungsphase zur nächsten. Hierzu wird der Zyklus aus Radiographiephasen und Depositionsphasen durch die Messung des Bewegungsmesssystems 54 getriggert, dahingehend, dass der Wechsel von der Depositionsphase 76 zur Radiographiephase 74 erfolgt, wenn das
Bewegungsmesssystem 54 den Wechsel zur nächsten
Bewegungsphase detektiert. Dies hat den Vorteil, dass für jede Bewegungsphase eine separate Radiographiemessung durchgeführt wird. In diesem Beispiel sind demnach der
Zyklus der Radiographiephasen und Depositionsphasen mit dem Zyklus der Bewegungsphasen synchronisiert. Bezug nehmend auf Fig. 5 bis 7 wird die Synchronisierung mittels der Steuereinrichtung 39 vorgenommen.
Bezug nehmend auf Fig. 13 kann der Zyklus aus
Radiographiephasen und Depositionsphasen auch an das
Intervall der Strahlextraktion, am Beispiel des
Synchrotrons 24' mit der Zeitdauer des Spills 80
synchronisiert sein. Vorliegend bedeutet das, dass zu
Beginn jedes Spills 80 eine Radiographiephase vorliegt und für den Rest des Spills Dosis im Zielvolumen 12 deponiert wird. Auch diese Synchronisierung kann mit einer
entsprechend programmierten Steuereinrichtung 39
durchgeführt werden.
Fig. 14 zeigt ein Ablaufdiagramm zur Bestrahlung im Rahmen der vorliegenden Erfindung mit Radiographiephasen und
(optionaler) Echt zeitIntensitätsregelung sowie (optionalem) Wobbein mit dem Scannsystem 38.
In Schritt 201 wird die Strahlentherapie vorbereitet, was Diagnose, Bildgebung und 4D-Bestrahlungsplanung etc.
umfasst und dem Fachmann grundsätzlich bekannt ist.
In Schritt 202 werden die Radiographieparameter festgelegt, umfassend die Radiographieenergie E ' , die Strahlintensität 78 in den Radiographiephasen 74 und/oder die Feldgröße für die Radiographiemessung und/oder Häufigkeit sowie Zeitpunkt bzw. Zyklus der Radiographiemessungen . In Schritt 203 wird ein DRRM berechnet, z.B. durch
ortsaufgelöste Berechnung des Energieverlustes des
Ionenstrahls im Patientenkörper 15 auf Basis der CT- und Bestrahlungsplanungsdaten (Strahlrichtung, Energie etc.). Schritt 204a definiert eine Depositionsphase 76 mit der geringeren Depositionsenergie E und der höheren
Strahlintensität 78, im Falle einer Tumortherapie also eine Phase therapeutischer Bestrahlung. Wie bereits vorstehend beschrieben, kann eine Depositionsphase 76 die Bestrahlung einer Vielzahl von Rasterpunkten umfassen.
In Schritt 204b werden die Parameter der Bestrahlungsanlage 1 für die nachfolgende Radiographiemessung angepasst. Dies umfasst insbesondere die Variierung der Strahlenergie 72 von der Depositionsenergie E auf die Radiographieenergie E' z.B. mit dem Energiemodulator 48, 48' sowie ggf. die
Reduktion der Strahlintensität 78. Beides kann in Echtzeit vorgenommen werden. In Schritt 204c wird die Radiographiemessung durchgeführt, z.B. indem das gesamte interne Zielvolumen 14 (ITV) durch Wobbein mit dem Ionenstrahl 18 überstrichen wird. Hierzu werden beispielsweise die Scannermagnete 38a, 38b von der Steuereinrichtung 39 entsprechend angesteuert. Abhängig vom Ergebnis der Radiographiemessung wird in Schritt 205 die Bestrahlung ggf. abgebrochen. Eventuell erfolgt hiernach sogar eine neue Bestrahlungsplanung. Wenn die Radiographiemessung innerhalb vorbestimmter
Grenzwerte liegt, kann in Schritt 204d - sofern notwendig - die Bestrahlung adaptiert werden. Anschließend wird in einem weiteren Schritt 204b die Bestrahlungsanlage wieder auf die Depositionsenergie E umgestellt, z.B. durch
Hereinfahren der Energiemodulatorplatte 48' in den
Strahlengang oder entsprechende Rotation des tortenartigen Energiemodulators 48 und durch entsprechende Wiederaufnahme des Scannvorgangs zur Dosisdeposition im Zielvolumen, welche dann wiederum in Schritt 204a fortgesetzt wird.
Somit wird die Radiographiemessung als Regelparameter innerhalb des Regelkreises 204a bis 204d eingesetzt.
Wenn der gesamte Bestrahlungsplan abgearbeitet ist, wird ebenfalls in Schritt 205 die Bestrahlung beendet. Die
Anpassung der Bestrahlungsparameter beim Wechsel von der Radiographiephase 74 in die Depositionsphase 76 und
umgekehrt in den Schritten 204b, erfolgt hier dadurch dass der Energiemodulators 48', 48 und die Scanneinrichtung 38 von der Steuereinrichtung 39 entsprechend angesteuert werden . Fig. 15 zeigt ein Ablaufdiagramm zur Kombination der
Radiographiemessung mit den Messergebnissen des
Bewegungsmesssystems 54.
In Schritt 301 wird die Radiographiemessung mit dem
Ionenradiographiedetektor 20 durchgeführt. In Schritt 302 wird gleichzeitig und unabhängig hiervon die Bewegung des Zielvolumens mittels des
Bewegungserfassungssystems 54, z.B. in Form einer
Surrogatmessung erfasst.
In Schritt 303 vergleicht die Steuereinrichtung 39 die Ionen-Radiographiemessung mit der Erwartung aus der
Surrogatmessung und fällt in Ansprechen auf das Ergebnis dieses Vergleichs eine Entscheidung über den weiteren
Verlauf bzw. einen evtl. Abbruch der Bestrahlung.
In Schritt 304 erfolgt bei Fortsetzung dann die Bestrahlung des Zielvolumens in einer Depositionsphase 76. Im Übrigen entspricht der Verfahrensablauf demjenigen in Fig. 14.
Fig. 16 zeigt ein Ablaufschema einer Echt Zeitauswertung mit DRRM.
In Schritt 401 wird für jede 4DCT-Phase eine DRRM
berechnet. Dieser Schritt erfolgt insbesondere vor der Bestrahlung . Die Box 402 symbolisiert die so berechneten DRRMs .
In Schritt 403 wird eine Radiographiemessung in einer
Radiographiephase 74 durchgeführt. In Schritt 404 wird, z.B. mittels der Steuereinrichtung 39, das Ergebnis der Radiographiemessung aus Schritt 403 mit der Erwartung aus der vorberechneten DRRM 402 verglichen. In Abhängigkeit des Ergebnisses dieses Vergleichs 404 wird in Schritt 405 ggf. die Bestrahlung adaptiert oder
abgebrochen . Es ist dem Fachmann ersichtlich, dass die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen beispielhaft zu verstehen sind, und die Erfindung nicht auf diese beschränkt ist, sondern in vielfältiger Weise variiert werden kann, ohne den Schutzbereich der Ansprüche zu verlassen. Ferner ist ersichtlich, dass die Merkmale unabhängig davon, ob sie in der Beschreibung, den Ansprüchen, den Figuren oder
anderweitig offenbart sind, auch einzeln wesentliche
Bestandteile der Erfindung definieren, selbst wenn sie zusammen mit anderen Merkmalen gemeinsam beschrieben sind.

Claims

Verfahren zur Bestrahlung eines Zielvolumens (12) mit einem Ionenstrahl (16, 18),
wobei die Bestrahlung des Zielvolumens (12) zeitlich in zumindest eine Radiographiephase (74) und zumindest eine Depositionsphase (76) unterteilt wird, wobei die Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) zwischen der zumindest einen Radiographiephase (74) und der zumindest einen Depositionsphase (76) zeitlich variiert wird, derart, dass
i) in der zumindest einen Radiographiephase (74) die Reichweite des Ionenstrahls (16, 18) distal des Zielvolumens (12) liegt, so dass der Ionenstrahl (16, 18) das Zielvolumen (12) durchdringt, und wobei mittels des Ionenstrahls (16, 18) ein Ionenradiogramm des Zielvolumens (12) aufgenommen wird, indem der
Ionenstrahl (16, 18) mit einem distal des Zielvolumens angeordneten lonenradiographiedetektor (20) detektiert wird und
ii) in der zumindest einen Depositionsphase (76) die Reichweite des Ionenstrahls (16, 18) innerhalb des Zielvolumens (12) liegt, so dass der Ionenstrahl (16, 18) in dem Zielvolumen (12) abgestoppt wird, um eine vorbestimmte Dosis in dem Zielvolumen (12) zu deponieren .
Verfahren nach Anspruch 1,
wobei die Bestrahlung des Zielvolumens (12) zeitlich in eine Mehrzahl von Radiographiephasen (74) und eine Mehrzahl von Depositionsphasen (76) unterteilt wird, wobei die Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) zwischen den Radiographiephasen (74) und den
Depositionsphasen (76) wechselweise hin und her
geschaltet wird, derart, dass zyklisch abwechselnd:
i) in den Radiographiephasen (74) die
Reichweite des Ionenstrahls (16, 18) distal des
Zielvolumens (12) liegt, so dass der Ionenstrahl (16, 18) das Zielvolumen (12) durchdringt und mittels des Ionenstrahls (16, 18) Ionenradiogramme des Zielvolumens (12) aufgenommen werden, indem der Ionenstrahl (16, 18) mit einem distal des Zielvolumens (12) angeordneten Ionenradiographiedetektor (20) detektiert wird und
ii) in den Depositionsphasen (76) die
Reichweite des Ionenstrahls (16, 18) in dem Zielvolumen (12) liegt, so dass der Ionenstrahl (16, 18) in dem Zielvolumen (12) abgestoppt wird, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in dem Zielvolumen (12) zu
deponieren .
Verfahren nach Anspruch 2,
wobei in den Depositionsphasen (76) verschiedene
Isoenergieschichten (13a-13i) des Zielvolumens (12) mit dem Ionenstrahl (16, 18) angefahren werden, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in den Isoenergieschichten zu deponieren und zumindest vor der Bestrahlung zur
Dosisdeposition jeder Isoenergieschicht eine
Radiographiemessung gemäß i) durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) mittels eines passiven Energiemodulators (48, 48'), in der zumindest einen Depositionsphase (76) oder der Mehrzahl von Depositionsphasen (76) von der höheren Energie zur Radiographie auf die niedrigere Energie zur Deposition herabgesetzt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Intensität (78) des Ionenstrahls (16, 18) in der zumindest einen oder der Mehrzahl von
Depositionsphasen (76) erheblich höher eingestellt wird, als in der zumindest einen oder der Mehrzahl von
Radiographiephasen (74).
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Zielvolumen (12) ein sich während der
Bestrahlung zyklisch bewegendes Zielvolumen ist und die zyklische Bewegung des Zielvolumens in mehrere
Bewegungsphasen (12a-12k) unterteilt wird, und wobei die Zeitdauer der zumindest einen Radiographiephase (74) oder der Mehrzahl von Radiographiephasen jeweils nicht länger als die Zeitdauer der Bewegungsphasen ist.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Bewegung des Zielvolumens (12) mittels aktivem Nachführen des Ionenstrahls kompensiert wird und das aktive Nachführen des Ionenstrahls in
Ansprechen auf die mittels des
Ionenradiographiedetektors (20) aufgenommenen
Ionenradiogramme gesteuert wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74) ein lateral zweidimensional ortsaufgelöstes Ionenradiogramm aufgenommen wird, indem eine Vielzahl von Rasterpunkten des Zielvolumens (12) durchdrungen werden und die Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens für jeden der Rasterpunkte in dem Ionenradiogramm ermittelt wird, um eine zumindest zweidimensionale Karte der Reichweite des Ionenstrahls zu erstellen.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das Bestrahlungsverfahren ein Scann-Verfahren ist und der Ionenstrahl (18) in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74) zumindest über einen Teil der lateralen Fläche des Zielvolumens (12) gewobbelt wird
Verfahren nach Anspruch 9,
wobei in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Depositionsphasen (76) der Ionenstrahl über das
klinische Zielvolumen (CTV, ICRU 50) gescannt wird und wobei der Ionenstrahl in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74) zumindest über einen über das klinische Zielvolumen (CTV)
hinausgehenden Teil der lateralen Fläche des internen Zielvolumens (14, ITV, ICRU 62) gewobbelt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei eine Reichweiten-Simulationsrechnung durchgeführt wird, um simulierte Sollwerte für die Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) in der Radiographiephase (74) zu berechnen,
wobei während der Bestrahlung in der
Radiographiephase die tatsächliche Reichweite des
Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) ermittelt wird und die tatsächlich ermittelten Reichweiten mit den simulierten Sollwerten verglichen werden.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei eine Reichweiten-Simulationsrechnung für eine Vielzahl von Rasterpunkten durchgeführt wird, um eine mehrdimensionale simulierte Sollwert-Karte (DRRM) der Reichweite des Ionenstrahls zu erstellen,
wobei während der Bestrahlung in der
Radiographiephase (74) die tatsächliche Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens für eine Vielzahl von Rasterpunkten ermittelt und hieraus ein mehrdimensionales Ionenradiogramm mit den
jeweiligen tatsächlichen Reichweiten des Ionenstrahls erstellt wird und
das Ionenradiogramm mit der simulierten Sollwert- Karte verglichen wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zusätzlich mit einem internen oder externen
Bewegungsmesssystem (54) die Bewegung des Zielvolumens (12) bzw. ein Bewegungssurrogat gemessen wird und die Messergebnisse des Bewegungsmesssystems (54) mit den mittels des Ionenradiographiedetektors aufgenommenen Ionenradiogrammen automatisch verknüpft werden und die Bestrahlung in Ansprechen auf die verknüpften Daten gesteuert wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zusätzlich mit einem internen oder externen
Bewegungsmesssystem (54) die Bewegung des Zielvolumens (12) bzw. ein Bewegungssurrogat gemessen wird und der Wechsel zwischen den Radiographiephasen (74) und den Depositionsphasen (76) in Ansprechen auf die
Messergebnisse des Bewegungsmesssystems (54) gesteuert wird .
15. Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche,
wobei das Zielvolumen (12) in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74) aus mehr als einer Richtung bestrahlt wird und hiermit zumindest ein örtlich mehr als zweidimensionales Ionenradiogramm aufgenommen wird.
Bestrahlungsanlage (1) zur Bestrahlung eines
Zielvolumens (12) mit einem Ionenstrahl (16, 18), insbesondere mit dem Verfahren nach einem der
vorstehenden Ansprüche, umfassend:
eine Beschleuniger- und Strahlführungseinrichtung (22, 24, 24', 26) zur Erzeugung und Beschleunigung eines Ionenstrahls sowie zum Führen und Richten des Ionenstrahls auf das Zielvolumen (12),
eine Steuereinrichtung (39) zur Steuerung der Bestrahlung,
eine Einrichtung (48, 48', 58a-58g) zum zeitlichen Variieren der Energie des Ionenstrahls (16, 18) zwischen zumindest einer Radiographiephase (74) und zumindest einer Depositionsphase (76), mittels welcher i) in der zumindest einen Radiographiephase (74) die Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) auf eine Radiographienergie eingestellt wird, bei welcher die Reichweite distal des Zielvolumens (12) liegt und der Ionenstrahl (16, 18) das Zielvolumen (12)
durchdringt , ii) in der zumindest einen Depositionsphase (76) die Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) auf eine Depositionsenergie eingestellt wird, bei welcher die Reichweite innerhalb des Zielvolumens (12) liegt und der Ionenstrahl (16, 18) in dem Zielvolumen (12) abgestoppt wird, um eine vorbestimmte Dosis in dem Zielvolumen (12) zu deponieren,
einen distal des Zielvolumens (12) angeordneten Ionenradiographiedetektor (20) zum Aufnehmen von
Ionenradiogrammen des Zielvolumens (12), indem der das
Zielvolumen (12) durchdringende Ionenstrahl (16, 18) in der Radiographiephase (74) detektiert wird.
Bestrahlungsanlage nach Anspruch 16,
wobei die Einrichtung zum zeitlichen Variieren der Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) in einer
wechselweisen Abfolge einer Mehrzahl von
Radiographiephasen (74) und einer Mehrzahl von
Depositionsphasen (76) die Energie des Ionenstrahls (16, 18) hin und her schaltet, derart, dass zyklisch abwechselnd :
i) in den Radiographiephasen (74) die
Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) jeweils auf die Radiographieenergie eingestellt wird, so dass die
Reichweite distal des Zielvolumens (12) liegt und der Ionenstrahl (16, 18) das Zielvolumen (12) durchdringt, ii) in den Depositionsphasen (76) die
Energie des Ionenstrahls auf die Depositionsenergie eingestellt wird, so dass die Reichweite innerhalb des Zielvolumens (12) liegt und der Ionenstrahl (16, 18) in dem Zielvolumen (12) abgestoppt wird, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in dem Zielvolumen (12) zu deponieren .
18. Bestrahlungsanlage nach Anspruch 17,
wobei die Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist, die Bestrahlungsanlage (1) derart zu steuern, dass
in den Depositionsphasen (76) verschiedene
Isoenergieschichten (13a-13i) des Zielvolumens (12) mit dem Ionenstrahl (16, 18) angefahren werden, um jeweils eine vorbestimmte Dosis in den Isoenergieschichten zu deponieren und
zumindest vor der Bestrahlung zur Dosisdeposition jeder Isoenergieschicht eine Radiographiemessung mit dem Ionenradiographiedetektor (20) durchgeführt wird. 19. Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 18, wobei die Einrichtung zum zeitlichen Variieren der Energie (72) des Ionenstrahls (16, 18) einen passiven Energiemodulator (48, 48') umfasst, welcher in der zumindest einen Depositionsphase (76) oder der Mehrzahl von Depositionsphasen (76) die Energie (72) des
Ionenstrahls (16, 18) von der höheren
Radiographienergie auf die niedrigere
Depositionsenergie herabsetzt. 20. Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 19, wobei die Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist, die Bestrahlungsanlage (1) derart zu steuern, dass die Intensität (78) des Ionenstrahls (16, 18) in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Depositionsphasen (76) erheblich höher eingestellt ist, als in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74)
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 20, umfassend eine Einrichtung zum Unterteilen der Bewegung eines sich während der Bestrahlung zyklisch bewegenden Zielvolumens (12) in mehrere Bewegungsphasen (12a-12k), wobei die Zeitdauer der zumindest einen
Radiographiephase (74) oder der Mehrzahl von
Radiographiephasen (74) jeweils nicht länger als die Zeitdauer der Bewegungsphasen ist.
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 21, umfassend eine Einrichtung zum aktivem Nachführen des Ionenstrahls zur Kompensation der Bewegung des
Zielvolumens (12), wobei die Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist, das aktive Nachführen des Ionenstrahls in Ansprechen auf die mittels des
Ionenradiographiedetektors (20) aufgenommenen
Ionenradiogramme zu steuern.
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 22, wobei der Ionenradiographiedetektor (20) ein
ortsauflösender Detektor ist, der jeweils ein lateral zweidimensional ortsaufgelöstes Ionenradiogramm
aufnimmt, indem in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Radiographiephasen (74) jeweils eine
Vielzahl von Rasterpunkten des Zielvolumens (12) von dem Ionenstrahl durchdrungen werden,
ferner umfassend eine Recheneinrichtung zum
Ermitteln der Reichweite des Ionenstrahls (16, 18) nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) für jeden der Rasterpunkte in den Ionenradiogrammen und zum Erstellen einer zumindest zweidimensionalen Karte der Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) .
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 23, umfassend eine Scann-Einrichtung (38) zum Scannen des Ionenstrahls (18) über das Zielvolumen (12), wobei die Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist, die
Scanneinrichtung (38) so zu steuern, dass
der Ionenstrahl (18) zur Dosisdeposition in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Depositionsphasen (76) über das Zielvolumen (12) gescannt wird und
der Ionenstrahl (18) in der zumindest einen oder der Mehrzahl von Radiographiephasen (74) zumindest über einen Teil der lateralen Fläche des Zielvolumens (12) gewobbelt wird.
25. Bestrahlungsanlage nach Anspruch 24,
wobei die Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist, die Scanneinrichtung (38) so zu steuern, dass der
Ionenstrahl (18) in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Depositionsphasen (76) über das klinische Zielvolumen (CTV, ICRU 50) gescannt wird und der
Ionenstrahl (18) in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Radiographiephasen (74) zumindest über einen über das klinische Zielvolumen (12)
hinausgehenden Teil der lateralen Fläche des internen Zielvolumens (14, ITV, ICRU 62) gewobbelt wird.
26. Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 25, umfassend eine Recheneinrichtung, ausgebildet:
zur Durchführung einer Reichweiten- Simulationsrechnung, um simulierte Sollwerte für die Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Radiographiephasen (74) zu berechnen,
zur Ermittlung der tatsächlichen Reichweite des
Ionenstrahls in Ansprechen auf Messwerte des
Ionenradiographiedetektors (20) nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) in der zumindest einen oder der Mahrzahl von Radiographiephasen (74) und
zum Vergleichen der tatsächlich ermittelten
Reichweiten mit den simulierten Sollwerten.
27. Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 26, umfassend eine Recheneinrichtung, ausgebildet:
zur Durchführung einer Reichweiten- Simulationsrechnung für eine Vielzahl von
Rasterpunkten, um eine mehrdimensionale simulierte Sollwert-Karte (DRRM) der Reichweite des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens in der
Radiographiephase (74) zu erstellen,
zur Ermittlung der tatsächliche Reichweiten des Ionenstrahls nach dem Durchdringen des Zielvolumens (12) für eine Vielzahl von Rasterpunkten und zur
Erstellung eines mehrdimensionalen lonenradiogramms mit den jeweiligen tatsächlichen Reichweiten des
Ionenstrahls und
zum Vergleichen des lonenradiogramms mit der simulierten Sollwert-Karte. 28. Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 27, wobei ein internes oder externes Bewegungsmesssystem (54) zur Messung der Bewegung des Zielvolumens oder eines Bewegungssurrogats umfasst ist, und die
Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist:
Messergebnisse des Bewegungsmesssystems (54) aufzunehmen,
Ionenradiogramme des Ionenradiographiedetektors (20) aufzunehmen,
automatisch die Messergebnisse und die
Ionenradiogramme zu verknüpfen und die Bestrahlung in Ansprechen auf die verknüpften Daten zu steuern.
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 28, wobei ein internes oder externes Bewegungsmesssystem (54) zur Messung der Bewegung des Zielvolumens oder eines Bewegungssurrogats umfasst ist, und die
Steuereinrichtung (39) ausgebildet ist:
den Wechsel zwischen den Radiographiephasen (74) und den Depositionsphasen (76) in Ansprechen auf die
Messergebnisse des Bewegungsmesssystems (54) zu
steuern .
Bestrahlungsanlage nach einem der Ansprüche 16 bis 29, wobei die Bestrahlungsanlage (1) ausgebildet ist, das Zielvolumen (12) in der zumindest einen oder der
Mehrzahl von Radiographiephasen (74) aus mehr als einer Richtung zu bestrahlen, um hiermit zumindest ein örtlich mehr als zweidimensionales Ionenradiogramm aufzunehmen .
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