TW200920437A - Process and facility back to radio therapy treatment of textile metter either roentgen-CT (computer tomography) -system or either program or ortho volt-roentgen-process - Google Patents

Description

200920437 九、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明是有關一種對人體組織進 性治療方法與裝置，組織在此即可稱係為; 和裝置設有一 X射線細胞= 益叹備或含有至少-個X射線_來源的χ射線單 兀’-含有能量散發的X身ί線集中器和 tχ射線㈣模組，—影像單元與—心輻射J；量 的測置褒置。通過這放射性療法與診斷腫 其他疾病。 田 應用本發明所得主要醫療效應可顯現於針對、Λ 療惡性腦腫瘤上。因為這種腫瘤是相對比較可透過= 側平面的X射線檢驗以得到觀察，但是利用慣用的 治療方法經常得到不是很理想的治療預測結果。'成功 的腫瘤放射性治療取決於對腫瘤的及早診斷與治1 時的腫瘤定域局部化。成功的治療應針對如何使舻死 腫瘤的能源只局限在腫瘤上而不損害到健康的： 有所考量。 【先前技術】 目前在放射性治療方法中，使用始 优用線性加速器 (linear accelerators)或最近的粒早铗 θ t 。 J月b 1加速器 (particle accelerators) ’ 所用的能量诵杳 。 里逋吊在兆伏範 200920437 =。而基於較高的建築篩選⑼灿⑽㈣screening) 費：二：於這樣一個投資約需500萬歐元。在這樣的 而求下，只有為數極少的幾個醫學令心才能夠使 叫Γ的技術提供放輕射療法。而因為高成本及輻射 々D題’導致這種技術不得予以廣泛使用，❼低經濟 成長國家更未有用此設備能力。 ,、△、用線性加速器（linear accelerator)技術的放射性 j過程中’病人f要被局部的固定在治療儀器上 歹| η面罩，立體定向㈣定等），因此治療過程病人 性个舒' 服。 除放射性醫療設備之治療以外有更多更高級的 、β彡中子放射治療’質子放射治療或重粒子放射 :療。唯投貧成本太高，因此在多數案例中，大部分 面學研究中心都沒有在例行的應用中使用這些治療 式。唯—的例外是用質子放射來治療眼部腫瘤“， 這疋在幾個中心成功地被應用的例子。 运耘輻射照射是應用細胞組織間隙的形式來進 行问；^里放射性植入物經過這種細胞組織間隙形弋 永久地或暫時地置於腫瘤目標範圍部分。除影像顯； 與治療連結在一起外，也有在實驗的基礎上，對上 的腫瘤目標範圍先予區隔再予集合，並針對放射性： 質的放射性同位素同時進行治療者。不過，到 止’針對限制降低分泌性器官，如肝臟和腎臟受輕射 200920437 覆蓋程度的方案，其選擇性仍非常不足。 X射線放射治療法中所使用的χ射線管可為漸 進式輻射同步加速器所替代。其好處在於加速器可將 吸收X射線能量的程度達到最高。然而，把這種輻 f同步加速器應用在醫學上的研究中心者，全球只有 乂數的幾個地方。因此吾人必須以實驗學習與開闢工 耘的恶度針對輻射同步加速器來作進一步的研究，才

迠使該治療方法為世人所採用，但是，相信還有一段 長遠的路要走。 其他對等形式的療法如下： a).部分切除/脫落手術（Ablation Procedure) ^這種技術是以在區隔明確的腫瘤範圍導入針 &探示器對腫瘤範圍作極度加熱，極度冷卻或 極2度輻射照射。其可根據具體的方法來設定區 ^只際療法的名稱，例如：無線電部分切除/脫 落手術，热線頻率部分切除/脫落手術，雷射部 ,刀切除/脫落手術’或冷卻部分切除/脫落手 術再者’腫瘤會被注射乙醇以便作局部性治療。 在處理這類龐大的手術—種生化劑可被應用 =關閉供養腫瘤的血管。以上所述的手術程序， :應用於一腫瘤内部的治療上，其效果反而是適 得其反和極有侵略性的。 b).化學療法/放射增敏劑（Radiosensitizer) 200920437 心:種細胞成長抑制藥劑已常被運用在加強局 放射性治療上。唯用這種方式針對惡性 ®溜白’療法上，進一步的措施需被研發，因爲 -種傳統放射增敏劑，其應該能夠防止因電子親 和力所產生的輪射分解物質的重新結合作用者， 雖可運用在這種方式上，但是並沒有顯著的臨床 效能。 r ¢).其他仍屬實驗性的技術 i .. 在這裏必須一提的是雙向模態技術： (!)在中子抑制療法（Neutroneneinfangtherapie) 中有種抑制性有效截面物質如石朋（B〇r〇n) 或釓（Gad〇linium)連接體。此物質在中子射束 (neutron beam)後被開啓，並用於腫瘤内的被 加熱的中子；因而局部範圍的細胞（l〇cal cell) 因為所產生的中斷層（gap)與排放物（ernissi〇n i j Product)而導致死亡。該療法實際上是非常昂 貴。可是到現在為止的臨床研究，並未達成 更進一部的技術突破。 (2)人工磁場發熱療法（Magnetic Field Hyperthermia)，這一種療法，是用磁性奈米 粒子（magnetic nanoparticles)敷在腫瘤上，而 後以一外界磁場（external magnetic field)加 熱，導致腫瘤極度過熱。初步的臨床研究結 200920437 果對於此種療法是抱持樂觀的，即使目前為 止採用奈米粒子（nan〇particles)仍以腫瘤内部 (Intratumorale)的敷用為先決條件。唯經奈米 粒子敷用後，欲用核磁共振作影像顯示 (magnetic resonance imaging)就無法再進行 因實質上的不同，細胞組織掃描影像顯示儀（CT imaging)與X射線放射治療儀所用的χ射線能量放射 度也有差異。以細胞組織掃描顯示儀（CT imaging)而 言，所用的能量最高至l40keV，而基本治療的能量 則用較低的能量約1 MeV;即是說用於x射線影像顯 示儀的能量與放射性療法的能量相差約一個標度 (scale)。14意味著最現代的放射性治療設備是不適用 於问解析度的顯示儀。另一方面，設有可達！ v 加速電壓裝備的X射線設備，因它的滲透能力很低， 而用於表層的輻射劑量很高，傳統反射性治療的顯示 儀則是有理想的顯示解析度，因而用遠程鈷類顏料再 通，，壓線性加速器（high_voltage linear aceeleratQ〇 以提高解析度的方法則從此可被取代。 /刖正在研發中的一個系統内所謂的熱能療法 丄單元係，使該系統可同等的用於影像顯示儀與放 射性治療儀。因此，W0 2005081842和DE 698 39 480 T2建議一作爲放射性療法的χ射線系統可與一核磁 200920437 共振影像顯示（magnetic resonance imaging)系統作一 結合。該系統必須的安排是，使核磁共振系統的捲軸 系統（reel system)不會受到χ射線系統的治療性輻射 所干擾。這樣的安排需要極高的成本。此外，MRT 系統的開放式設計與相對封閉式的高磁場變化會導 致細胞組織掃描影像顯示儀的空間性影像（spMial .reS〇1Utl〇n)的解析度較低。再者，獲取影像顯示所需 的時間最起碼要1 〇分鐘或更長，因此，要同時進行診 斷程序與治療程序是一不可能的情形。 【發明内容】 ^《月是5乡斷儀器和—治療設備合二為一， 浙上太提供有特效和精細的診斷能力與輻射户痒 =本發明基本目標是轉合診斷程序與治療料= 二：專發明，達到基本目標的 於曱明專利乾圍的第】項 攸获 其他的優點I,丨β m 、 、。至於描述本發 儍點則疋提列於附屬項中。 本發明是一種傳統細胞 的一種簡化的珍斷儀肖、;^ ®義（或猶後說 進。因此本笋％ ，、泉设備）的儀器技術的 不么明對細胞組織掃描儀i 置#分不作變更1更的 欠：的移斷硬體 ::亍進路徑…射 华二：分加-在幅 物探測器。這兩項的增置設備；中:冬附加的放 換與角度移轉。藉由 以很谷易的被位置: 钿作包機式的操縱台，這些增. 12 200920437 设備可轉入或轉離光束’因而操作人員受到輕射感染 ::險被降到最低。X射線集中器能從慣例式高負載 菖斤放射之分散與多染色質的（PoiychromatiQX射 線中選出一類似單（quasim〇n〇)染色質的χ射線輻射， 然後聚焦集中在目標腫瘤上。大幅度的強度增加與否 必須以實體測量腫瘤内的χ射線光學元素而定。除 了測I X射線光學元素外，附加的放射物探測器能 針對預先已被吸收元素標識的腫瘤作判斷是否增加 單染色質體或其他物質劑量的功能。這種元素標識的 功月b疋以相關物質之光電效應（ph〇t〇electrjc Effect) 為基礎，此光電效應增加的計算單位是原子序數 (Atomic number)的3次方’例如元素鉛峨化物（Lead Iodine)(原子序數z = 53)和釓（原子序數z = 64)，兩 者皆包含在X射線或MR顯示器裡，兩者因原子序數 的增加而有驚人的劑量增加。而這個劑量的增加與χ 射線螢光體（X-ray fluorescence)的發放會同步的被附 加探測器所偵測。X射線的單染色質體 (Monochromatisierung)可容許X射線吸收劑與刺激元 素對能量的調節達到最佳的程度。X射線螢光體單元 可由能量分散器（Energiedispersiven)或光纖作出探 測，而多餘排放物可經 X射線螢光體單元 (ROntgenHuoereszenz)的探測以被抑制。而根據收集 的數據〔其中包括：從細胞組織掃描儀的坐標和洪氏 13 200920437 非爾德（Hounsfield)單位（H〇unsfieideinheiten)所得出 的腫瘤幾何數據和x射線吸收量；以及同步被登記 的X射線螢光體劑量的增加量〕，腫瘤放射性治療所 給與劑置最適度的控制的可能性及介於儀器在顯示 媒介物的追加發放或停止是否根據預設的放射參量 (Besti*ahlparameter)者。事實上，相類似意圖的研究 已在科學文獻與一些專利裏被描述。然而，到目前為 止皆仍未達到所期許的效果。因此，伴隨諾曼（A. Norman)(美國洛杉磯加州大學）的研究小組已用相當 長的時間以引用碘抑制和釓抑制的顯示媒介物以支 配劑量的增加量。 諾曼（A. Norman)等人的論文如下： 童一伯_岩本KS. 謀晏a LSolberg TD, Iwamntp KS. Nnrm^n 腫瘤治療劑量加強之放射性劑量加強因素的計 异（Calculation of radiation dose enhancement factors for dose enhancement therapy of brain tumours.) 物理醫學生物科技雜諸（Phys Med Biol.) 1992年二 月號；37(2) : 439-43 頁。

靈曼A，英格拉姆Μ，史某谈rg， 新水DB, 岩本 KS. 索伯T

(Norman A, Ingram M, Skillen RG. Freshwater DB. Iwamoto KS, Solberg TV 14 200920437 大腦結塊之X射線療法（X-ray phototherapy for canine brain masses). 放射腫瘤學調查（Radiat Oncol Investig.) 1997 年； 5(1) : 8-14 頁. 美沙AV，諾曼A，索伯TD，迪馬可JJ.步禹#川 (Mesa AY, Norman A. Solberg TD. Demarco J.T. Smathers JB). 使用千伏X-射線之劑量分散法與從碘對照劑之劑量 V' _ . 提示法（Dose distributions using kilovoltage x-rays and dose enhancement from iodine contrast agents.) 物理醫學生物科技雜誌（Phys Med Biol.) 1999年八月 號；44(8) : 1955-68 頁· 魯斯-IH,諾曼A,英格拉姆Μ.音木C.壹伯T,美H、A (Rose JH, Norman A, Ingram M, Aoki C, Solberg T, Mesa A.) u 利用一電腦化x光斷層照相掃瞄器發動之人類轉移 性腦瘤的第一放射療法〔First radiotherapy of human metastatic brain tumors delivered by a computerized tomography scanner (CTRx)〕. 國際放射腫瘤學生物物理雜誌（Int J Radiat 〇nc〇1 Boils Phys_) 1999 年十二月號；45(5):1127_32 頁 諾曼（A. Norman)等人的調查研究結果在上述所 提論文中以列舉引用：其延伸一首次計算的寬闊曲 15 200920437 線以顯示初步臨床調查細胞組織掃描儀（ct Device) 劑量增加的情況’其中一斜筆管狀輕射束（Pena beam)上的檢測幕可以限制正常專化之輻射元素的發 放。可是該小組研究中即沒有能量分散χ射線的光 •纖也沒有同步劑量登記的功能，因此雖然劑量增加 狀況可被核實，但進一步的研究卻告失敗。 • 美國專利第 6782073B2，6853704B2，和 2〇〇4/〇〇〇6254A1號案皆附有諾曼（Α. Ν〇Γ_)的研究 或相類似的作業為起步點，從藉由顯示媒介物的應 用與放射幾何形態（bestrahige〇metrie)的改良進行改 善。 針對美國專利第68537〇4B2案中透露之一細胞 組織掃描設備（CT Device)被採用作爲放射性的治療 儀，其中所搭配的幾個輻射放射器以一焦點集中器 來集中分散的輻射線。此外，一遮罩系統被設置於 》 各輻射放射器内。藉此，輻射劑量被遮罩系統所監 測。事實上，細胞組織掃描設備的影像顯示系統是 被要求的，此影像顯示系統在以前的治療過程中未 被使用的原因已如上述。而如美國專利第 6782073B2號的說明中，兩台放射性治療細胞組織 掃描設備同時被採用，而其中一台是專門作爲影像 顯不之用。其他顯示媒介如光電輻射增強裝置 200920437 (Photoelectric Radiation Enhancer, PRE)的使用，已 在美國專利第2004/0006254A1號裡被提到。 本發明的改良是在傳統的放射性治療儀上附加 一 X射線集中器3與偵測系統6。 X射線集中器3，可以用人工方式或經機械電腦 控制顯示媒介劑量增加的程度，再把以最有效能量所 產生的X射線單染色質光束聚焦在目標範圍上。通 過偵測系統6的應用，對於顯示媒介的觀察與χ射 線輻射在腫瘤11内的濃度的測量是可以同步進行 的。根據顯示媒介濃度觀察所得的訊息，治療師可以

Ik時很快速的切換治療過程中的治療模式與診斷模 式。 、 所有本發明所提到的修正與改良都是對現有— 般的細胞組織掃描診斷過程有相 負載量…射線檢查管的使用是有一定的 的。 电腦斷層X射線照相儀（了。则㈣ph)可展現顯示 病人解剖結構及局部解剖圖（topography)的掃描以滿 ，準確追索腫瘤擴張的情況，同時也提供目標腫瘤 範圍的立體圖片顯示。立體圖片的顯示需要顯示 ”來協助。至今’這種電腦斷層X射線照相儀 (丁0m〇graPh)的解析度是必須保持在低於毫米的推薦 17 200920437 範圍單位（submillimeterbereich)内，如此，方得以精 密準確地把解剖組織構造關係顯示出來。 本叙明疋一基本設備在技術上附加兩個功能。 其影像軟體必須延伸到改良的診斷治療儀的軟體 内；或者，影像軟體必須重寫，卩至把治療的規: 程式加入。以上之新增機構，茲描述如下： 一 上述兩個技術性機構模組（一個能量分散χ射線 光纖與一 X射線螢光偵測單元），皆可以手動或經由 操縱臺的運作，而在光束内作射線等之增加或撤除 的動作。當儀器的診斷儀與治療儀來回作切換的動 作時病人可仍舊保持在臥榻上不必離開。此優點 在於細胞組織掃描設備通過χ ^線顯示媒介對病1 腫瘤位置的定位後，因爲病人仍保持原位，因此起 重機式機台上的離子照射儀治療法可不費力的配合 以’口療已疋位的腫瘤。同時，兩個附加機構模组可 在不被打斷的情況下連續運作。因爲切換的動作的 紐’而病人一直未被移動，所以 標腫瘤位置作治療。再者，儀器更能通： 元探測❹的增加幅度’而更精確的 對目&乾圍作放射性治療。 高容量管可使標準的治療 此放射物在座標範圍所導 以上所提到的機構模組可 治療儀器内的現代化 劑量在一分鐘内被應用，因 致的改變作用是極有限的。 200920437 使細胞組織掃描設備在任何時候都能在診斷模式與 冶療模式間切換。這切換功能之快速只在於按一下按 鈕而已，因此任何目標範圍的些微移動與顯示媒介物 的藥劑催化作用（pharmacokinetics)能同步地被支 配’進而放射作用亦同步被調整。 在細胞組織掃描過程中，病人的治療臥榻以慣性 =z方向被移動。當在放射性治療模式時，儀器除繼

々在z方向被移動以外，更會在乂和γ的方向來移 動：再者’機台可被傾斜’且放射線強度也可在循環 中被調整，因而’縱然針對特定劑量增加區域的大型 腫瘤’單染色質體（monochr〇matisiert 外界所㈣的X射線也可以以直綫猫準目:：與 〔本發明之附加構件的說明〕 1. X-射線集中器

量二4:1醫…射線管發射出-有寬廣能 :的务政的輻射元素。用x #線

射線調整至2〇至l4〇k V笳鬥出AA 、、，·將X 的。而使用… 的可能性是有限 mu 4罩系統仍然未能解決此問題。這種遮 例問容許積極地修_射元素量的慣 療’其治療中需要輻射元素有會低的治 色質變換以對抗_即，料定=7有準單染 細胞組織掃描設備(CT)除 二)用：此’ 巧現已通用在内的 200920437 遮罩系統（Ζ能級）以外，更再配合一組χ射線集中 器作爲焦點瞄準與一種準染色質的變換體 (Quasimonochromatische)。舉一個例子，以石墨為 基礎的X射線集中器可以被使用以形成有會聚性 和有早染色質的輕射元素，在這種情況下，輕射元 素經輪轉式的X射線管準確地對準在腫瘤上，而幸昌 射元素的強度能大體上增強至光譜範圍内是能導 η 致最有效的敏化劑的啓動。該集中器的目的是要從 細胞組織掃描設備（CT)所放射出的專門型態與— 般光譜範圍内的輻射元素變成有會聚性或達到大 至平行同時有單染色質的輻射元素。該集中器含有 =層，封閉的表面，其上有一個射束蓋。内層是以 一種能使能量散發的材料所製作，此材料以石 :為百選。外層是以一種吸收力強大的材料所製 卜此吸收力強大的材料能防止輕射元素直接由集 或=牆壁滲透出去。該集中器也可包含數個封閉 可、閉的表面。如用一個最簡單的結構，集中号 空心圓筒’其内層牆壁是一層 ; ^石墨_PG)。内層牆壁必須是可 」 子靶罝之釋放，使之 α先 徑根據情況可以有力。集中器的直

至15八八 h 5 A刀，而長度則可以有J A刀。較理想的數值為畜 約8公分。 。。数值為直“勺2公分而長度 木中盗距離一正極焦點部位約20至 20 200920437 3:〇公分，而且架裝在一可調整記錄磁帶上，其架構 類似一細胞組織掃描設備内常見的射擊機器\如 此，配件的安裝或更換便报容易很快速。再者，集 中器的空心圓筒其直徑沿筒身長度一直保持一致 為較理想、；然而如其直#沿筒身長度成橢圓形或成 對數盤旋形，或其他隨意的形狀亦可能有可取之 處。咼度排列熱分解石墨晶體（H〇p⑺的反射作用 疋基於布勒格-白基洪（Bragg_Beziehung)原理， 其封閉形式與其聚焦幾何形態能使目標範圍受到 最理想的輻射照射，同時，可針對目標範圍提高所 需的輻射照射強度。射束蓋（beamstop)是一必須的 組合元件，它可使得基本的輻射元素不是無阻礙地 通過X射線光學模組。射束蓋（beamst〇p)的位置與 形狀可隨著X射線光學體的形狀而成形。射束蓋 (beamstop)的存在可保證只有根據布勒格 原理所反射的界定能量才可以聚焦於目標範圍上。 X射線光學體的安排，舉例來說，使其焦點與起重 式機台上的離子照射儀（Isozentrum)所折疊。如此 安排，集中器的牆壁的直接輻射元素可完全被阻 擋。集中器牆壁所用的材料與其強度必須能承受最 大的慣通能量（energieangepasst)，因而使其直接輻 射元素和輻射元素的擴散能得以完全的被遮蔽。^ 射線集中器可以提供一替換裝置以測量輻射元素 21 200920437 的強度。 2 · X射線螢光體偵測儀 如在德國專利公告第De 1〇2〇〇5 〇2694〇 Ai號 中所描述，通過測量顯示媒介物$ χ射線營光體， 可獲知輕㈣量的調整情況。再者，病人在队榻上 可被安排最適當的姿勢以供偵測系統在最接近腫 瘤位置檢測腫瘤情況。對於測量χ射線螢光體，一 ，高感應度的能量分解檢定器，例如，耗錦檢定 器或與光本系統結合的放射性劑量儀皆可用作 測量裝備。光學系統的機構與以上描述的集中器的 機構相類似》 ^此外，放射性劑量儀的測量探針上的Χ射線營 光體疋極爲集t的，沒有充分的多餘排放物可以影 響測量結果。除放射性劑量儀外，一種光子計數器 也可達到相同目的。

3.光子活性化物質 通過一種特種活性化物質〔光電輻射增強 _(酿）〕充當顯示媒介物，先前局部化的腫瘤的 不效果是有加強的，也因爲有視覺效果的辅助， 斷者在診斷過程中得以控制診斷的路徑。光電輕 :強劑(PRE)一方面協助改善人體解剖的顯二 ^改善診斷者對病人病理變化的瞭解，另一方透 提供輔助以強化放射性治療的效果。在臨床乂射 22 200920437 診斷裡，排斥性物質是以很被動的方式把目標區域 (腫瘤所在）顯示出來。這種目標區域區隔方式能被 使用是因為腫瘤的生態機能表徵有異於正常組 織，從而腫瘤的診斷保留物也與正常組織的診斷保 留物有所不同。這種現象是被安格羅_薩克遜 (Anglo-Saxon)稱謂“強化滲透與保留（EpR _ enhanced permeation and retention)’’。此方式用於 針對診斷惡性腦腫瘤尤爲明顯，因為大多數的情況 下，惡性腦腫瘤的血腦障壁（bl〇〇d brain “^卜^是 開放的。在有腫瘤部分的腦血障壁内有許多“氣孔 (porous)”因此排斥性物質能到達這些“氣孔”， 而排斥性物質不能被保持在完整的血腦障壁的血 流内，因此則未能到達周圍健康的大腦組織裏。藉 此現象腫瘤與正常組織即有強烈對比而能被清晰 分辨。 物質要以光電輻射效應（PRE)吸收χ射線的輻 射，就必須包含高原子序數的原子（吸收特性〜 ζ3)。這條件適合用於碘（元素53)的案例，也適合 用於含磁體共振顯示介面的釓的案例（元素64)。在 這兩種情況下，光電輻射效應都有助於補強吸收， 而因此造就局部輻射元素或輻射劑量上升或增加 的結果。 適合輻射元素劑量上升的物質是物質含有一 23 200920437 種或多種不同屑； __ 44-53，1 其疋素的原子序數有， 56-83 者。鉻（丁c， 只能用來作為酽入腩。舌Α )八有放射性但 帶進^。重m素作為不經消化道 是很難配製合成，這些元素主要是 m針對局部性的應用。輕元素如㈣Μη，ζ= 生的η⑦素合併使用，其優點在於有助於所產 生的X射線螢光體可被續發性吸收。

除了目前臨床使用的含峨x射線顯示媒介 夕卜顯示媒介MR，如Gd_DTPA或Gd_D〇TA也有

目同作用。坆些顯不媒介的目的是使腫瘤内的X射 線螢光體濃度比其周圍組織的濃度要高，因而對放 :性治療的判斷選擇與決定是否加強後續的輕射 官理是有相當的輔助。再者，腫瘤仿射連接或夺米 粒子的應用可更進一步的增加其效果。有趣的是， 2學療法（例如，淨白金）與現代金屬染色體組的結 α使用已經進入到腫瘤治療的技術，這種結合更已 經進入細胞内作業的研究。 用輕射元素吸收物質以增加劑量的方法是基 於光電效應的原理。一於内殼的電子以充分的能量 與一相迎的X射線光子内的原子產生撞擊，原子的 Κ電子在原子内的排列越有順序，交叉效應則越 大’例如與碘的Κ邊界電場是33.2keV，而釓則有 5〇‘2keV。一有能量的缺口被X射線螢光體和/或 24 200920437 一串聯的鄂惹（Auger)電子所關閉，這缺口的關閉 疋由於X射線螢光體的原子序數與串聯的鄂惹的 , 原子序數的降低而形成。光電子和鄂惹電子有很短 的行徑距離，因此能量的放置是很接近它的吸收 點研九中觀察到局部的劑量增加是依據吸收分子 的濃度而產生。 - 4.軟體與控制 η 诊斷過程中，光電輻射增強劑（PRE)首先被使 用，然後用影像模式所生產的圖片作局部的組織定 位，再依此定位在目標區域進行輻射照射。經過一 再2光電輻射增強劑（PRE)的應用，如果得以確定 目‘區域，或者如果使在腫瘤内受光電效應的影 曰¥致劑量上升到所需要的濃度，治療過程便可 由影像顯示模式切換到治療模<，以進行放射性治 療此外，從儀器放射的測量訊號，該儀器的軟體 可作座標計算而產生絕對精確的放射性治療位 . 置進而接管對細胞組織掃描設備（CT)的控制。在 ^态内，無論是後圍耦合回路（back coupling l〇ops) 或=饋回路（feedbaCk 1〇〇P)皆用以確保當腫瘤内的 光電輻射增強劑開始低於邊界濃度時，一種通告指 ^ 生’導致光電輻射增強劑（PRE)被追加故 如果追加放射因為病人對光電輻射增強劑有劇 '勺不協凋反應而不可為，放射性治療會因此中 25 200920437 呵，一卿新的療程規劃會被開啓。 ⑴瞬間性漢度調整與組織上乂射缘；：過裎令’ =需求設備技術與控制技術、：：解實 方案;⑺提供診斷與治療之間正確的切：：的解決 &結果；（3)實際劑量導人的測量與持續的=與分 的::异’然後用測量結果予以控制；這二射 組織掃描㈣（叫控制能力所要滿足的^

C 根據本發明的程序，因爲細月心且 :。 顯示媒介，使放射性治療規劃可以每;=:了 :厂極短的時間作進行。此外 ：二： 時，⑴輕射元素異常狀況，⑺:療 程度以及⑺目標組織體 ： 或器官流動)都可不受干擾的同步(二=化 的因素内。這樣一來f的被納入考量 大幅度的增加。1田射疋素治療的準確度得以 5·後勤管理 °多_ ’治療規書丨J盘實降推并、Λ由 一單_的*借二、Λ際進仃療’可被合併成 已被砣心疋在經濟與後勤管理上比較目前 本癸明技有一重大的優勢。值得-提的是， 下重大業排：佈置是不需要任何-家醫院投 日、田射曝露防禦設備的建設（新興國家亦如 光子圍護的建築性需求 ㈣里中子圍護的建築性需求相對的低，再 26 200920437 者，醫院只須要應用醫院内現有的細胞組織掃描設 備（CT)而無須添全加新設備。 【實施方式】 以一簡化的實施方式，特別是對與治療接近表層 的惡性腫瘤’或治療良性腫瘤或其他疾病如關節炎， 使用高科技細胞組織掃描設備是不太必要，醫療人員

只須要結合X射線集中器，傳統的C曲線儀與其他X 射線光診斷儀即可進行治療。在最簡化的技術變化 裡’完整的iL體影像顯示是不彳能的或有限度的，可 是即使如此，把診斷過程與治療過程結合還是有相當 的好處。原則上，腫瘤依然可被輻射從立體方位所照 射，縱然是用此簡化的技術。同樣原則也適用於介入 /凋解式面療應用或正伏（〇rth〇v〇lt)照射方位 向。 _如上所描述的細胞組織掃描設備（CT)為例，輻射 兀素集中器需在輻射元素離Μ x射線管前先被推入 治療模式的x射線中。X射線能量與輻射元素同時聚 ，在目標範圍上。此外，在這種情況下，放射性治療 可以由電腦控制而從各方向將腫瘤瞄準。能量的形態 可被加以凋整而致基本劑量可被放置在接近表層的 目標範圍上。 二至於針對劑量的加強，開啓以上所描述的光子的 凋色板所用的開啓物質（即光電輻射增強劑）可以是 27 200920437 皮膚敷用品如藥膏，溶液，乳液，乳劑等形態或是被 相應地調製出來，擧些例子，精製碘〔聚（1 _乙烯— 2 -吡咯碇酮）_碘-複合物（p〇ly(i_vinyn ργποΙΜοηΗοά-ΚοιηρΙεχ)〕是溶液形態而商標為

BetaiS〇d〇na者則是藥膏形態。上述程序有一光動力 治療法（photo dynamic therapy)其優點在於此程序的 輻照聚焦地點（Bestrahlf〇kus)可以用釐米單位計算在

皮膚表層下隨意地變動調整。此外，有別於一般X 射線的^斷，上述程序顯現非常高的區域解析度與時 間分辨率，ϋ種高解析度與分辨率是因爲上述程序的 光學診斷視域可高度的吸收並把高光束 在底層。 ％

第1圖顯示本發明之運作系統。在X射線管J 之X射線射出路徑上g己置有—χ射線光學模組，模 組由一遮蔽系統2與- Χ射線集中器3所組成。χ射 線集中器3把Χ射線聚焦在腫瘤11或猫準點4上。 一細胞組織掃描設備乃如第2圖所示。χ射線管u χ射線光學模组在腫瘤u的周圍作轉動，同時把輕 :元素直接照射在區隔開的腫瘤n與它的周邊·; f ’而大部分的健康組織是可避免受到輻射元素的照 二2仃輻射元素治療前’㈣11被塗上光電輻 ΓΐΓΓ増加種瘤11對接受x射線輕射的敏感 又素與光電輕射增強劑必須相互被調整。用 28 200920437 現代珍斷方法，治療規劃中的療效追溯調查步驟有助 於達到治療效果的提升。值得一提的是標記的使用， 標兄功能是有時間㈣，用以標言己的物質是會被血液 所帶走’因此該標記不會沈激在癌細胞裏。 ”本發明的核心部分是一個附有可以移動的治療 臥知5的照射單元（bestrahleinheit)。這是任何含有放 :”斷功旎的放射性治療設備的標準設備。細胞組

織掃描器設備的能量譜應用是必須從治療過程"員 示出來。目前-種有影像與治療功能並存的細胞組織 知描器設備（IT-CT)是被要求的，從而診斷過程斑治 :過程可同時進行。本發明的配備幾乎不需要額外的 二間粍加，因此對於醫界用戶的經濟負擔也大幅度 的降低。 放射性治療的療效，除了取決於光束的形態外， 腫瘤11的準確定位也是__決定性的因素。根據本發 明的功能’區隔腫瘤n可經由影像顯示來引導，再 由X射線官的轉動使之自動定位在腫瘤11上；繼而 依循所疋位的腫瘤位置，起重機式機台的機械裝置可 以把病人所躺的治療臥榻推入療程區域範圍。有鑒於 此，本發明提供最有精準度的放射性治療的可能性是 有所保證的。 一本土明的偵測系統6是通過光電效應的X射線 螢光肪 7來追蹤照射腫瘤的劑量。X射線螢光體7是 29 200920437 用例如碘，釓等元素，經由光電效應產生原子序數順 序的增加而造成的。按照偵測而得的數據，有效率的 輻射劑量可使用於腫瘤u上，劑量的效果也可以同 %被推疋。這種功能提供放射性治療師進一步針對個 別需求的，且更有療效的療法準則。再者，光子從線 性加速器（linear accelerators)中產生的康普頓效應 (Compton effect)，使本發明的光子對元素的原子序數 的依賴性降低。内層電子殼的光子只會與其它要素成 分起相互作用而不會被釋放。以上所描述的一射線螢 光體（Fluoeszendetektion)探測在高能量線性加速器 的活動範圍是不可能的。 通過結合集中器3與調整雷射準直儀2的大小與 形式，在實際進行放射性治療時，複雜形態的腫瘤 Η也可被全面的受到輻射照射而其周圍的健康組^ 會盡可能的不被影響。因此，可被控制的遮蔽2 是本發明設備關鍵性的一環。 、’ 遮蔽系統2能夠大幅度的降低放射性治療的輻 射強度，同時處理掉未能被調整的能量譜的排放。= 種效應是通過遮蔽系統2與X射線光學體的χ射 集中器3的協助。 " 如第3圖所示’集中器3含有二層式封閉表面， 八上方有一射束蓋8 (beamstop)。内層14是以一種能 使能量散發的材料製作。依據物理因素，材料以石5 30 200920437 度排列熱分解石墨)為首選。外部層13 強大的材料製作，其作用是防止轄射 層咼度排列熱分解石墨（HOPG) 的的•壁滲透出去。如用-最簡單 =令器可是—個空心圓筒，其内層牆壁是- -於中器3需要大約6〇 W的能量供應(相

;二::1上正極物質的能量)。在這種情況 早木質變換（quasim〇nochromatische)是可以 預估的，X射線輕射的頻寬約ΔΕ = 1 5 keV( ΔΕ / E=20 %)。由此’直射的輻射元素可以預期會被射束蓋8 (beamstop)所擋住。 X射線集中器3的應用如下： •遂抑所有低能量光子，E <40keV; •壓抑所有两能量光子，E> 80 keV. •在必要的情況下，提升在顯示媒介吸收率最高範圍 的輻射元素的強度（釓是60 ± 1〇 keV); 針對小型腫瘤或壤細胞轉移（Metastases)作局部放 射性治療； 針對大型腫瘤（焦點區 < 腫瘤），焦點4則直接對準 腫瘤11進行放射性治療。

X射線集中器3的位置是直接位在X射線管！ 的出口前面。離開X射線集中器3的輻射線含有一 部分反射的輪射9與一直射光束10 (見第1圖）。X 31 200920437 射線集中器3配有一射束蓋8以擋住直射的輻射元素 10 °以這種方式’只有反射輻射9是被聚焦在腫瘤 11上，從焦點4放射出的反射輻射9是一高強度的擬 單 h 色質（quasimonochromatischer)輻射。 第4圖顯示一射線集中器安裝於一細胞組織掃 描設備（CT)準直儀底板上的實例照片。 第5圖顯示X射線集中器3已被安置在細胞組 織掃描設備（CT)内。在安置X射線集中器3時，細胞 組織掃描設備（CT)上的塑膠蓋必須先拿掉。 第6圖提供一在聚焦點内輻射強度分饰的概念 圖表。當X射線探測在橫線方向（即X軸方向）以毫米 單位範圍移動時，其相應的強度就被測量。第6圖也 顯示在聚焦點内能量強度緊密上升狀況。 第7圖顯示一用能量分散探測儀測量的能量譜 Η表此測1疋根據在角狀金屬薄片（cape tone foil ) 上的刀政輪射與其康普頓效應移動（C_pt〇n shift)的 重新計算。圖表清楚的顯示光子能量範圍大致限定在 60keV上下。此外，χ射線能量譜的顯示是沒有X射 線木中器3的介入的。圖表也清楚地顯示另外一組數 值/、g有射線光集中器3介入時’在中心點的的單染 色貝體（Monochromatisierung)輻射的強度有極大幅 度的增加。 由於X-射線在表層範圍的劑量大約高出丨0keV, 32 200920437 局邻性增加輻射兀素吸收物質的劑 B ^ AA 1 , 里，對治療的過程 Μ ^ 田的劑量分佈與周 圍既疋的排放物分量可被設定。先♦ &尤电幸昌射增強劑（PRE) °碘或鑭化物應該在腫瘤範圍的累積量要比直周圍 2織的高，或者說’腫瘤組織中有高濃度份額。兩種 情況都可以被接受。 • 第8圖顯示碘和釓的劑量的變化，與χ射線> Γ' 子能量的發射的關係。第8圖也顯示 劑量，高所需要的能量大約是6〇ke; = : 個能量需求範圍，X射線光學體很容易就能給予滿月 (見第7圖）。這是因為釓的κ μ邊約有5〇⑽，兩 在κα線上的光子能量約有池7〇kev，因此最適洽 的元素就是m種最有效的狀況是料作爲X射 線管1，從此管可發放最強烈的WKa線性能量約59」 ㈣。使用X射線集中器3大幅度的提高基本輻射的 i 錢，其能量約在50_70keV左右。在這種情況下， •所有高能量的光子（> 80 keV)可被壓抑，而使得背景 分散的情況得已減低。 ^本發明對所吸收劑量與輻射放射強度，是依偵測 系統6所測量並顯示的媒介（如釓）所識別的X射線螢 光汛號來决疋。這種顯示功能的原理在於放射性治療 所放射的X射線轄射刺激到顯示媒介内的某種元素 的反應。X射線螢光體的識別，至少需以一個檢測儀 200920437 ^進行。顯示媒介的第二個功能就是，探測它的濃度 ，：吸收賴射的強度。光學偵測系統6是安裝在病 榻5上’因爲偵測系統6用以測探的反應面是相 =要接近被測探物體。—整列的光學模組可一起被 在治祕榻上’如此—來，會增強對訊息受干擾 二加強顯示媒介辅助識別的準確度。根據所 的特右二：’集中益接著實際捕捉顯示媒介發放出來 ⑷九怨，繼而盡量的抑制多餘排放物或分散的輕 忭馮探測器的 八〜 《V双平 此夠令人滿意的解決能量發散與高能量的問題。 、“中光學模組内採用鎘碲化合物（CdTe)it彳干;^ 測是有效率的’此可導致有效的分解高能量元素t 計Γί發明的實例中，發現應用x射線管線1 所侍到的實際資料如下： = ”，Ι = 0·2Α.錦（Gd)濃度為 I0mg/ ::14〇kV，I = 〇.2A__〜/gs·。 衣測角度=0.01 S R和一立方厘米的活動體積被認定 約 7〇,〇〇〇 ph/s. 的L!二：統的x射線登光體分析(RFA)起用典型 i .浪來k蜊重元素。然而本發明有幾個 光子螢光體的能量要高（重元素的K線）； 主張體積/容量要大，· 34 200920437 •接文基本輻射進入的深度要深； •光子邊光體的深度要深； •背景分散要最低。 一細胞組織掃描探測裝置並設置在整組的、 ，、且織掃描器檢測裝置12。集中器3的乂射線管^ "

:於：射元素路徑使得產生的影像有高影像解： 又。％像的使用是有助於顯示媒介（pRE)濃度的控 制再則，這種影像能直接輔助後續的治療規劃。 35 200920437 【圖式簡單說明】 本發明在更接近實際執行的例子基礎上加以解 釋。所附的圖示如下： 第1圖是2個觀察面顯示本發明之基本原理示 意圖。 第2圖是根據本發明之細胞組織掃描設備（ct) 工作程序之原則示意圖。 第3圖是X射線集中器功能原理示意圖。 第4圖是X射線集中器安裝於一細胞組織掃插 設備（CT)準直儀底板上的實例照片。 第5圖是X射線集中器安裝在細胞組織 統内的實例照片。 糸 第6圖疋集中益聚焦點内（相類似起重機式機之 的旋轉中心）的W_Ka—線的能量區域的強度分佈^ 表0 第7圖是聚焦點内的能量譜圖表。 拿8圖是碘和釓激發狀態的建議條件，_ 能量作基礙所計算的劑量增加功能圖表。 1 36 200920437 【主要元件符號說明】 1 ： X射線管 3 : X射線集中器 2 ： 遮蔽系統 8 ： 射束蓋 10 ： 直射光束 9 ： 反射的輪射 4 ： 瞄準點 11 ： 腫瘤 7 ： X射線螢光體 6 ： 偵測系統 5 ： 病患队榻 12 ： 細胞組織掃描器檢測裝置 14 ： 内層 13 ： 外部層 37

Claims (1)

1. 200920437 申請專利範圍： :=射性電腦斷層掃描系統或程式或超高 =__作醫學處理之程序與設備，設 含有至,彳細胞組織掃描11設備（X却CT)或 „ ^固X射線輻射來源的正伏特X射線 含有散發能量的X射線集中器和一含 * :蔽系、，與X射線集中器的χ射線光學模

   ::影像單元與-確定輻射劑量的測量裝置，· 其特徵在於： a. f係以自X射線集中器發射的X射線輻射束 來進打放射性治療方式取代一以大量複製的 幸虽射元素放射性治療方式，·

   b. X射線集巾11是利絲於布拉格輕（Bragg) 的高度排列熱分解石墨晶體（HOPG)的反射 作用，再接連一射束蓋，其#用是讓非輻射 元素以幾何形態反射，繼而使單染色質體可 被聚焦發射在腫瘤上； c. 一可利用光電效應所驅動的顯示媒介，被裝 设與應用在組織上或組織内； d. 通過測量一 X射線螢光體，可判斷輻射元素 的劑：!：或決定是否要增加劑量。 如申請專利範圍第1項之以放射性電腦斷層掃 描系統或程式或超高壓放射系統對組織作醫學 處理之程序與設備，其中從χ射線集甲器所通 38 200920437 過的能量大致在20到140 keV中間，其較佳的 範圍約在30到1〇〇 keV中間，更佳的範圍約在 40到80 keV令間。 、如申請專利範圍第2項之對組織作醫學處理之 耘序與设備，其中X射線集中器可調整χ射線 正極能量的放射區域’較佳的能量區域是 W-K〇c -線的能量區域，其正極鎢（w)的能量 η 4 5 6 59.3 keV。 、：Π::範圍第1項或第2項或第3項之對組 值乍：予處理之程序與設備，其中能量範 值差是+/-15%。 如申請專利範圍第1項或第2項或第3項或第4 項之對組織作醫學處理之程序與設備，盆中 示媒介物質被用5丨丨n主甘& # Λ “ 丁田顯 貝被用到時’其物質含有至 序數是25_35,38-42,44_53,56 83的元固原子 如申凊專利範圍第5項之對組織 理 程序與設備’其中含㈣元素的 二處< 是被用作顯示媒介物質。 射加強劑 如申請專利範圍第5項之對組織 程序與設備，其中喊予處理之 劑是被用作顯示媒介㈣。 4射加強 如申請專利範图筮C κ ή 員之對組織作 程序與設備’其中 予處理之 中3有亂7L素的光電輻射加強劑 39 200920437 是被用作顯示媒介物質。 I =乂放射性電腦斷層掃描系統或程式或超高 射糸統對組織作醫學處理之程序與設備，通 可開啓光電效應顯示媒介物質的X射線細 胞組織掃心設備（X_Ray „)或含有至少一個 x射線輻射來源⑴的正伏特X射線單元，一含 =系統(2)與「x射線集中器⑺的X射線光 ’ 一影像單元(12)與一確定輻射劑量的測 里裝用以針對組織進行放射性治療；其中， a. ::線集中器(3)含有-能量分散元素與-射 f(8)結合，以抑制無反射性的基本的輻射 π素； b. :”集中器(3)可從χ射線輻射源⑴的幅 射疋素行徑移動； C. 統⑹在腫瘤⑷周圍伯測輻射劑 ίο 11 、=專利範圍第9項之對組織作醫 ^序與設備 偵測系統（6)來進行。 正夕J ^ 如申請專利範圍第9項或第丨η τ5 學處理之程序與設備二第中織作醫 量的錄蹄化合物（CdTe)it行探先；'_組内採用純 如申請專利範圍第9項或第1Q項之對組織作醫 12、 200920437 學處，之程序與設備，其中光學模組可同時選 擇此量與反抗能量獨立的光子。 13、 如申請專利範圍第9項或第忉項之對組織作醫 學處理之程序與設備，其中光學模組是設置在χ 射線設備的治療臥榻（5)上。 14、 ：申請專利範圍第9項或第10項或第u項或 • 第12項或第13項之對組織作醫學處理之程序 Ο 與设備，其中X射線之放射來源（1)自含鎢（W) 的X射線管。 ‘ 15、 如申請專利範圍第9項至第14項中任一項之對 組織作醫學處理之程序與設備，其中χ射線集 中器（3)疋採用咼度排列熱分解石墨晶體 (HOPG)。 16、 如申請專利範圍第9項至第15項中任一項之對 組織作醫學處理之程序與設備，其中光學模組 I 含有一光電輻射增強劑（PRE)的顯示媒介物質。 17、 如申請專利範圍第9項至第Ιό項中任一項之對 組織作醫學處理之程序與設備，其中χ射線集 中器（3)内層牆壁是一層高度排列熱分解石墨晶 體（HOPG)，表面有一射束蓋，合併内層的材質 與射束蓋將基本光束吸收而只讓單能量部分通 過。 18、 如申請專利範圍第9項至第17項中任一項之對 200920437 組織作醫學處理之程序與設備 啓動物質(光電輻射增強劑）來辅助：通過-X (3)發放能量的效果。 射線集中器 19、 如申請專利範圍第9項至第18項中任—項之 組織作醫學處理之程序與設備，其中一基本放 射丨生冶療設備，能同時進行腫瘤診斷與放射性 腫瘤治療，而兩個模式需要極度短暫的時間在 治療過程中來作切換。 42